Download as PDF here - Det Nationale Forskningscenter for ...

...... 

...▲....... 

▲ 

▲ 

▲ 

.................. 

▲ 

▲ 

............................................................... 

▲ 

REDIGERET AF GISELA SJØGAARD BASISBOG 

ARBEJDSFYSIOLOGI 

BIND I 

▲ 

▲ 

ARBEJDSTILSYNET 

ARBEJDSMILJØINSTITUTTET 

▲ 

▲ 

▲

REDIGERET AF GISELA SJØGAARD 

ARBEJDSFYSIOLOGI 

BIND I 

ARBEJDSMILJØINSTITUTTET 

KØBENHAVN 1995 

BASISBOG

Basisbog i Arbejdsfysiologi, 

bind I 

Redaktør: Gisela Sjøgaard 

Grafisk tilrettelæggelse og 

tegninger: art Grafik 

Omslag: art Grafik 

Tryk: Hellas Print ApS 

Indbinding: Junckers Bogbinderi 

ApS 

ISBN: 87-7534-458-0 

København 1995 

© Arbejdsmiljøinstituttet 

Lersø Parkallé 105 

DK 2100 København Ø 

tlf: 39 29 97 11 

fax: 39 27 01 07

Forord 

Denne basisbog i arbejdsfysiologi er den første af sin art i Danmark. 

Arbejdsfysiologi er et relativt ungt område inden for arbejdsmiljø. 

Det er kun 10 år siden, at området blev formaliseret ved etablering 

af en arbejdsfysiologisk/ergonomisk afdeling ved Arbejdsmiljøinstituttet. 

Arbejdsfysiologi handler om menneskers og dyrs funktion 

under arbejde. Denne basisbog i to bind koncentrerer sig om 

menneskers funktion specielt under erhvervsarbejde. Arbejdet 

belaster bevægeapparatet og kan medføre lidelser i bevægeapparatet. 

Sådanne lidelser er i dag langt hyppigere end alle andre 

arbejdsbetingede lidelser. 

De to bind kan læses hver for sig, men er forsynet med et stikordsregister, 

der omfatter begge bind. 

Bind 1 omhandler de mere basale aspekter. Bevægeapparatets 

funktion, støttevævenes belastningstolerance og nervesystemets 

kontrol af vore muskler og bevægelser beskrives. Endvidere gennemgås 

biomekaniske beregningsprincipper, der gør det muligt 

at give tal for påvirkningernes størrelse. Vi har længe haft kendskab 

til, at fysisk tungt arbejde, herunder løft og manuel transport, 

kan medføre en overbelastning af bevægeapparatet. Det er 

især ryggen, det går ud over. Igennem de senere år har det vist 

sig, at også monotont arbejde, som indebærer mange ensidigt 

gentagne bevægelser, medfører en stor risiko for overbelastning 

af bevægeapparatet. Her er det især skulder/nakke og arme, der 

nedslides. 

Bind 2 omhandler epidemiologiske, medicinske og mentale 

aspekter samt omgivelsesfaktorers betydning for arbejdsbetingede 

lidelser i bevægeapparatet. Det gælder ikke alene i Danmark, at 

omfanget af disse lidelser er stort. Bogen giver tal for problemets 

størrelse. En forudsætning for at kunne forebygge bevægeapparatbesvær 

på den mest optimale måde er kendskab til de mekanismer, 

der medfører skader og nedslidning. Derfor gives en 

detaljeret dokumentation vedrørende den viden, der i dag erkendes 

som risikofaktorer for udvikling af lidelser i bevægeapparatet. 

Endvidere behandles kliniske aspekter, idet sygdomslære og diagnose 

er afgørende for anerkendelse af lidelserne som arbejdsbetingede. 

Det er dog mindst lige så vigtigt, at der gennemføres en 

forebyggende indsats. Derfor afsluttes bogen med et kapitel vedrørende 

de forebyggelsesstrategier, der er enighed om på internationalt 

plan. 

Målgruppen er personalegrupper med en fysiologisk/medicinsk 

uddannelse - terapeuter, sygeplejersker, læger og fysiologer samt 

forskere, der beskæftiger sig professionelt med arbejdsmiljøet. 

3

4 

Bogen kan også anvendes i forbindelse med de nævnte gruppers 

uddannelser samt af personer, der arbejder inden for genoptræning 

og idræt. Det er således en fagspecifik målgruppe. Der er 

tilstræbt et klart og koncist sprog, som har medført, at der anvendes 

en del fagudtryk. Disse er oversat til dansk eller forklaret på 

anden vis i det omfang, det skønnes hensigtsmæssigt. 

Indholdet i de enkelte kapitler repræsenterer forfatternes egne 

synspunkter indordnet i en fælles ramme. Disse synspunkter er 

ikke nødvendigvis udtryk for Arbejdstilsynets officielle holdninger. 

Eventuelle fejl og mangler er alene undertegnede redaktørs 

ansvar. 

Der skal rettes en varm tak til forfatterne, der har afset tid til at 

udarbejde de arbejdskrævende kapitler. 

Gisela Sjøgaard 

Arbejdsmiljøinstituttet 

København

6 

Kapitel 1 

Finn Bojsen-Møller, 

Universitetslektor, dr.med. 

Panum Instituttet, 

Københavns Universitet 

Kapitel 2 

Nils Fallentin, 

Seniorforsker, 

cand.scient., ph.d. 

Arbejdsfysiologisk/ergonomisk 

afdeling 


Kapitel 3 

Gisela Sjøgaard, 

Afdelingsleder, ph.d., dr. med. 


afdeling 


Indhold 

Bind I omhandler bevægeapparatets funktion, støttevævenes 

belastningstolerance og nervesystemets kontrol af vores muskler 

og bevægelser; endvidere biomekaniske beregningsprincipper 

samt manuel transport, tunge løft og monotont arbejde. 

Støttevævene og deres belastningstolerance 

10 Støttevævene og deres belastningstolerance 

10 Støttevævene og deres biomekaniske egenskaber 

17 Støttevævenes funktion i organismen 

21 Bevægeapparatet - en letvægtskonstruktion 

28 Krisen kradser - altid 

29 Litteratur 

Kontrol af bevægelser 

34 Kontrol af bevægelser 

35 Muskelstruktur og -funktion 

47 Samspil nervesystem/muskel 

56 Motorisk kontrol 

63 Litteratur 

Biomekanik 

66 Biomekanik 

67 Mekanisk fysik 

68 Statiske modeller 

73 Dynamiske modeller 

74 Antropometri 

79 Billedanalyse og modelberegninger 

80 Arbejdsstilling 

82 Arbejdsbevægelse 

85 Kraftmålinger 

90 Muskelaktivitet (EMG) og muskelkraft 

92 Arbejde og energi 

94 Litteratur

Kapitel 4 

Kurt Jørgensen, 

Universitetslektor 

August Krogh Institutet, 

København 

Kapitel 5 

Nils Fallentin, 




afdeling 


Kapitel 6 

Hanne Christensen, 




afdeling 


BIND II 

Manuel transport 

96 Manuel transport 

96 Taxonomi 

98 Manuel transport har “omkostninger” i form af belastningsskader 

98 Hvirvelsøjlens anatomi 

101 Vurdering af belastningen på ryggen 

102 Målemetoder 

105 Risikofaktorer i arbejdsmiljøet 

105 Krav/kapacitet i forbindelse med manuel transport 

106 Hvad kan vævene i ryggen tåle? 

109 Grænser for løft 

113 Arbejdsteknik 

114 Litteratur 

Tungt fysisk arbejde 

118 Tungt fysisk arbejde 

119 Fysiologisk profil (kredsløbs- og respirationstilpasning) 

121 Vurdering af arbejdskrav 

126 Arbejdskrav/individuel kapacitet 

129 Grænseværdier 

131 Nyttevirkning/arbejdsøkonomi 


Ensidigt gentaget arbejde 

138 Ensidigt gentaget arbejde 

139 Arbejdsstilling 

142 Kraftniveau 

147 Repetitivitet 

149 Metoder til registrering af eksponeringen 

150 Tidsgrænser for ensidigt gentaget arbejde 

151 Rekommandationer 


157 Stikordsregister - bind I-II 

Bind II omhandler epidemiologiske, medicinske og mentale aspekter 

samt omgivelsesfaktorers betydning for arbejdsbetingede lidelser i 

bevægeapparatet. Risikofaktorer og kliniske aspekter samt forebyggelsesstrategier.

KAPITEL 1 

Støttevævene og 

deres belastningstolerance 

Finn Bojsen-Møller

10 

Støttevævene og deres 

belastningstolerance 



Biomekanik er mekanisk fysik appliceret på levende organismer, 

typisk som analyser af belastninger, bevægelser og strømninger. 

Det er vigtigt at gøre sig klart, at præfikset “bio” ikke alene hentyder 

til, at det er biologiske væv og delstrukturer, der undersøges. 

“Bio” står også for, at denne videnskabsgren undersøger intakte 

og levende organismer, hvis celler reagerer på fysiske stimuli, og 

hvis centralnervesystem sanser, anticiperer, modificerer og styrer 

begivenhederne og deres effektydelse. Centralnervesystemets 

præcision i dette sidste er formentlig afgørende for, om fysisk belastning 

på normal vis fører til opbygning af bevægeapparatet, 

eller om den - ved en slags paradoksal reaktion - fører til nedslidning. 

Interessant nok synes det i sidste ende at være materialets 

tolerance over for den påførte effekt, der er afgørende for udfaldet. 

Støttevævene og deres biomekaniske 

egenskaber 

Celler og intercellularsubstans 

Bevægeapparatet består af muskler og støttevæv, og det er de 

sidstnævnte omfattende bindevæv, bruskvæv og knoglevæv, som 

er emnet for nærværende kapitel. 

Støttevævene består som alle væv af celler og intercellularsubstans. 

Cellerne er de levende elementer, og en af deres livsytringer 

er at danne og modificere intercellularsubstansen. I støttevævene 

er det intercellularsubstansen, som volumenmæssigt og i



mekanisk henseende er afgørende, og ovennævnte modifikation 

sikrer inden for visse rammer, at egenskaber som styrke og stivhed 

løbende tilpasses det aktuelle belastningsniveau. 

Intercellularsubstansen kan betragtes som et komposit (sammensat) 

materiale, hvor en grundsubstans er forstærket af fibre, 

ofte i en bestemt mængde og i et bestemt mønster. Det kompositte 

vævs samlede mekaniske egenskaber vil derefter være afhængige 

af grundsubstansen, om den er en væske, en gel eller et fast 

stof, af fibrene, deres art, geometri og mængde, samt af en eventuel 

interaktion mellem fibre og grundsubstans (18). 

Grundsubstansen i bindevæv og bruskvæv er en viskøs væske 

eller en hydreret gel med et større eller mindre indhold af salte, 

proteoglykaner og ikke-specifikke glycoproteiner. I bruskvæv har 

grundsubstansen et særligt stort indhold af proteoglykaner samlet 

i kæmpemolekyler af en udformning, som gør dem ekstremt 

hydrofile og derfor i stand til at binde store mængder vand (3). 

Med dette indesluttet i et netværk af kollagene fibre tilføres 

brusken dens karakteristiske vævsspænding og kompressionsstivhed. 

I knoglevæv er grundsubstansen mineraliseret, hvilket i dette 

tilfælde giver materialet dets stivhed og styrke. 

Fibrene findes i to former, de kollagene fibre og elastinfibrene. 

De har forskellige mekaniske egenskaber og vil, afhængigt af 

deres volumenfraktion, tilføre det kompositte materiale disse 

egenskaber. 

Kollagene fibre - bevægeapparatets foretrukne elastik 

Kollagene fibre har traditionelt været sat i modsætning til “elastiske” 

fibre og derfor i sig selv betragtet som uelastiske. I de sidste 

tyve år har et stigende antal undersøgelser beskæftiget sig med 

belastning af kollagene fibre, som de findes i muskelsener og ligamenter, 

og det fremgår heraf, at fiberen ikke alene er elastisk, 

men må udnævnes til at være bevægeapparatets foretrukne elastik. 

Dette forhold har medført en del nytænkning vedrørende 

fibrenes betydning for bevægeapparatets mekanik, effektydelse 

og tolerance over for skader. 

De kollagene fibriller er komplekst opbyggede af venstre- og 

højre-snoede molekylære helices holdt sammen af intermolekylære 

tværbindinger. Fibrillerne, som er 30 nm i diameter, og som 

kan være ubegrænset lange, holdes sammen i større enheder som 

fibre og fiberbundter. Der findes 5 eller 6 typer af kollagen, hvoraf 

i biomekanisk henseende især type 1 og type 2 er af betydning. 

Type 1, som udviser den største fiberdiameter, findes i ren 

11

Spænding 

▲ 

12 

Deformation 

Figur 1. Spændings-deformationskurve 

for et ideelt 

elastisk legeme. 

▲ 



form i sene- og knoglevæv og i blanding med andre typer i 

læderhud og ligamenter (ledbånd). Type 2 findes i ledbrusk, i 

rygsøjlens båndskiver (disci) og i glaslegemet i øjet, strukturer 

der i øvrigt er karakteriserede ved hverken at være forsynede 

med kar eller nerver (34). 

Elasticitet er et materiales eller en strukturs evne til at deformeres, 

når det/den udsættes for en ydre kraft, samt efterfølgende at 

genindtage sin oprindelige form og størrelse, når den ydre kraft 

ophører. I et ideelt elastisk legeme er der et lineært forhold mellem 

belastning og deformation, og der er ingen tøven hverken 

ved belastningen eller ved den efterfølgende aflastning. Dette er i 

1678 udtrykt ved Hooke’s lov: ut tensio sic vis (som deformationen 

således kraften). 

Fig. 1 viser en spændings-deformationskurve for et sådant legeme. 

På kurven aflæses samhørende værdier for spænding og 

deformation. Hvis belastningen er gennemført til brud, vil endepunktets 

koordinater angive legemets tolerance som hhv brudstyrke 

og bruddeformation. 

For en struktur som en fjeder eller et bestemt ligament udtrykkes 

den løbende spænding og brudstyrken, som er lig med den 

maksimale spænding, i Newton. For et materiale må de to 

størrelser angives i Newton pr arealenhed, kun herved er sammenligninger 

mulige. På engelsk kaldes spænding pr arealenhed 

stress. I den internationale standard måles stress i enheden Pascal 

(= 1 Newton pr m 2 - 1 Pa = 1N·m -2). I biologien anvendes imidlertid 

oftest den umiddelbart mere forståelige enhed Newton pr 

cm 2 (= 10 4 Pa). 

Deformation udtrykkes i absolutte enheder som m eller mm, 

eller relativt som procent af udgangslængden. Det sidste er ligesom 

begrebet stress især anvendeligt ved sammenligning af materialer. 

På engelsk bruges her udtrykket strain, som er uden 

enhed, da det er længde divideret med længde. 

Stress-strain kurvens hældning angiver det pågældende materiales 

elastiske stivhed, også kaldet Young’s modulus. For en struktur 

angives stivheden (fjederkonstanten) som spændingstilvæksten 

ved en given deformation, altså i newton pr m eller newton 

pr cm. Den kan også angives som spændingstilvæksten ved en 

fordobling resp. halvering af udgangslængden (på engelsk = 1 

strain) eller ofte i praksis som spændingstilvæksten ved en forlængelse 

eller forkortelse på 1/1000 del af udgangslængden (= 1 

microstrain). 

Hvis deformationen ved tryk eller træk måles i meter og 

spændingen i Newton, vil arealet under kurven være det matematiske 

udtryk for den ophobede elastiske energi udtrykt i joule 

(1 joule = 1 N·m). Som anden energi kan den omdannes til arbejde 

eller dissiperes som varme.

Parametrene maksimal spænding (F) og maksimal deformation 

(x) samt elastisk stivhed (k) og elastisk energi (E) er for et ideelt 

elastisk legeme tidsuafhængige og entydigt samhørende på den 

måde, at kendes to af værdierne, kan de to øvrige udregnes. 

F = k · x 

E = 0.5 · F · x = 0.5 · k · x 2 



Kollagent væv tåler en belastning på 6.000 til 8.000 N·cm -2 

(svarende til 8 · 10 7 Pa) og kan herunder forlænges 8-10%. Dets 

stivhed angives til omkring 1 GPa (= 10 9 Pa) (6). Ligamenter med 

meget bugtede fibre som visse af ankelleddets ledbånd (lig. talofibulare 

anterius) kan dog forlænges 20-30% (2, 28). 

Tolerancen kan dog også og ofte med fordel angives som arealet 

under hele kurven, som vil være et udtryk for den maksimale 

elastiske energi, legemet kan rumme. Friskt kollagent væv kan 

optage op til 2.500 J/kg materiale, hvilket er 20 gange mere, end 

moderne fjederstål kan rumme pr samme vægtenhed (15, 27). 

Målt på denne måde er det et yderst effektivt materiale, naturen 

råder over. 

Kollagene fibre og væv er imidlertid kun lineært elastiske i et 

begrænset område (fig. 2). De har desuden viskøse egenskaber, 

og de taber energi under længerevarende udspændinger (stressrelaksation). 

De fire parametre (spænding, deformation, stivhed og 

energiindhold) er ikke entydigt samhørende, og for organismen 

rummer dette både ulemper og fordele. Ligamenter, ledkapsler og 

sener udviser typisk en belastnings-deformationskurve som fig. 2. 

Efter et fodparti, hvor de bugtede fibre udrettes og efterhånden 

alle begynder at bære spænding, ses det lineært elastiske område, 

hvis hældning angiver materialets eller strukturens egentlige stivhed. 

Hvis udspændingen fortsættes, nås belastningsgrænsen, hvor 

stivheden begynder at aftage, hvor permanente forandringer og 

skader udvikler sig, og hvor smertegrænsen i øvrigt ligger. Efter 

yderligere belastning nås brudgrænsen (6, 11, 33). 

En arealbetragtning viser, at der skal en vis mængde energi til 

at nå belastningsgrænsen, men at der skal yderligere en relativt 

stor energimængde til for at nå brudgrænsen. I denne materialeegenskab 

ligger der en vigtig sikkerhedsmargin over for et totalt 

brud, en margin der ikke markerer sig, hvis man nøjes med at 

aflæse y-koordinaten for henholdsvis belastningsgrænse og brudstyrke. 

Kollagene væv er effektive på den måde, at de er seje, og 

at de kan rumme megen elastisk energi, men deres egenskaber 

er tidsafhængige, hvilket viser sig ved øgende stivhed og spænding 

ved øgende udspændingshastighed (fig. 3), samt ved deres 

tilbøjelighed til at stressrelaksere og krybe ved længerevarende 

udspændinger (15). 

▲ 

13 

Spænding 



for ligament. 

Belastningsgrænse og brudgrænse 

er markerede. 

Spænding 

▲ 

C B 

A 



for ligament 

visende viskøse egenskaber. 

Stivhed og styrke tiltager 

ved stigende deformationshastighed 

fra A til C. 

▲ 

▲

▲ 

Spænding 

Tid 

Figur 4. Stressrelaksationskurve 

for ligament. Deformationen 

holdes konstant. 


▲ 

14 

Figur 5. Krybningskurve for 

ligament. Spændingen holdes 

konstant. 

▲ 

▲ 

Tid 



Stressrelaksation er det fænomen, at den efter en bestemt 

deformation opnåede spænding i et viskoelastisk væv henfalder 

eksponentielt med tiden (fig. 4). I forsøg med fingersener har vi 

fx efter 20 s fundet en relaksation på 20%. Krybning (creep) er 

det tilhørende fænomen, at hvis spændingen over materialet holdes 

konstant, vil det forlænges eksponentielt ud over den i første 

omgang opnåede deformation (fig. 5) (18). Begge fænomener er 

almindeligt kendte jf strengeinstrumenter, der skal stemmes jævnligt, 

og et gammelt tag, der synker på midten. 

Ved en elastisk deformation tabes altid en vis del af den tilførte 

energi. Tabet kaldes hysterese og er for kollagene ligamenter i 

størrelsesordenen 20%. 

Elastinfibre 

Elastin findes som fibre og membraner i arterier, i lunger, i læderhuden 

og i ligamenter. Der findes kun få af de i anatomien 

benævnte ligamenter, som har overvægt af elastinfibre, således 

kun ligamenta flava, som indgår i bagvæggen af rygmarvskanalen 

i rygsøjlen, og et område i stemmebåndet (ligamentum vocalis). 

Mekanisk adskiller elastin sig fra kollagen ved at have en 

strækbarhed på op til 80-100%, ved at have en elastisk stivhed på 

kun 0,4 MPa, og ved kun at rumme en beskeden mængde elastisk 

energi (fig. 6). Hertil kommer, at elastinfibrenes tidsafhængighed 

er mindre, dvs de udviser ringe stressrelaksation og 

hysterese (11, 22, 24, 26). 

Spænding 

▲ 

· 

8 

Koll. 

Figur 6. Spændings-deformationskurve for kollagen- og elastinligament. 

· 

80 

El. 

Deformation (%) 

▲

Vand fungerer som nødvendig “plasticiser” for elastin-fibrillerne, 

og deres elastiske egenskaber påvirkes derfor stærkt af en evt 

dehydrering af organismen. Det afspejler sig eksempelvis i 

hudens spænding (turgor), som derfor bliver af betydning for 

bedømmelsen af en sådan tilstand (17). 

Elastinfibre er i organismen altid sikrede mod overstrækning af 

kollagene fibre, som i de nævnte ligamenter ligger i så store bugter, 

at de først anspændes ved 50-80% forlængelse af det samlede 

ligament. 

Bindevæv - løst og fast 

Bindevæv forekommer i en løs og en fast form afhængigt af den 

indbyrdes mængde af grundsubstans og fibre. Løst bindevæv findes 

især som fedtholdigt pakkemateriale i kropshulerne, som 

bevægelige vævsområder i og omkring leddene med indflydelse 

på disses passive stivhed, og som fokusområder ved en række 

gigtsygdomme. 

Fast bindevæv har et højt indhold af fibre. Disse kan være 

organiserede i et tre-dimensionalt fletværk som fx i læderhuden, 

eller mere eller mindre parallelt som i sener, fascier og ligamenter. 

Den pågældende strukturs samlede elastiske stivhed er i høj 

grad afhængig af fibrenes sammensætning og retningsmæssige 

organisation. Senevæv, som det mest organiserede og rene kollagene 

væv, har som nævnt en stivhed på omkring én GPa og en 

trækstyrke på 6-8.000 N . cm -2. Det sidste svarer til, at Akillessenen, 

som har et tværsnit på knap en cm 2, kan tåle 6-700 kg træk. 

Bruskvæv - en sump af bundet vand 



Hyalin brusk optræder tidligt i føtallivet som det første skelet. 

Brusk er et simpelt materiale forstået på den måde, at det kan 

vokse interstitielt ved celledeling og øgning af grundsubstansen. 

Det skal ikke først nedbrydes og nydannes, som fx knoglevæv 

skal. Brusk er derfor et velegnet voksemedie, og dette udnyttes 

både ved fosterets vækst og ved den postnatale længdevækst i 

epifyseskiverne. 

Brusk er som de andre støttevæv et komposit materiale, der i 

sin hyaline form består af 70-75% vand, 15-20% kollagen (type 2) 

og 2-10% proteoglykaner foruden enkelte andre bestanddele. 

Proteoglykanerne er kæmpemolekyler, som med en højt organiseret 

overflade af elektronegativitet er i stand til at binde de store 

mængder vand. Frastødning mellem de elektronegative overflader 

giver materialet en del af dets stivhed, der derfor øges i takt 

15

16 



med, at vandet under en kompression presses ud af brusken, og 

de ladede overflader derved nærmer sig hinanden. Osmotiske 

kræfter giver yderligere materialet en tendens til at svulme op (7). 

Grundsubstansen er bundet og forstærket af et netværk af kollagene 

fibre, der i ledbrusk har et bueformet forløb fra deres forankring 

i den lednære knogle til ledoverfladen, hvor fibrene 

kommer til at ligge tangentielt. Bruskens trækstyrke sikres herved. 

Ved belastning kan ledbrusk deformeres op til 50% af den 

oprindelige tykkelse. Under deformationen strækkes de kollagene 

fibre, det interstitielle tryk stiger, og grundsubstansens vand 

presses ud som af en sump, alt sammen dog i en elastisk, reversibel 

proces. Den store eftergivelighed (compliance) forhindrer, at 

kar og nerver kan eksistere i vævet. Materialet er derfor henvist 

til at ernære sig ved diffusion fra omgivelserne og ved den 

væsketransport, der fremkommer som resultat af bevægelser og 

det osmotiske tryk. Varieret belastning dagen igennem er en 

betingelse for bruskens rette ernæring og funktion. 

Knoglevæv – et retnings-, steds- og tidsafhængigt materiale 

Knoglevæv er et elastisk faststof med stor materialestyrke og stor 

stivhed. Som en første tilnærmelse kan følgende værdier angives 

for frisk, ikke-tørret, human substantia compacta: 

Kompression Styrke 20.000 N·cm -2 

Eftergivelighed 1-2% 

Elastisk stivhed 20 GPa 

Tension Styrke 14.000 N·cm -2 

Eftergivelighed 0,7-3% 

Elastisk stivhed 17 GPa 

Tabel 1. Materialestyrke for longitudinel belastning af kompakt knoglevæv. 

Knoglevæv er imidlertid et anisotropt og inhomogent materiale 

(anisotropt: forskellige egenskaber i forskellige retninger, inhomogent: 

uensartet sammmensat). De anførte værdier gælder således 

kun for longitudinel belastning af kompakt væv. Ved transverselle 

belastninger og over for torsioner udviser knoglevæv 

mindre tolerancer. Materialet er yderligere viskoelastisk og 

trætbart, værdierne er derfor også afhængige af belastningshastighed 

og de umidddelbart forudgående belastningers art og antal,

herunder evt vibrationer. Endelig er værdierne afhængige af 

mineraliseringsgraden, som igen er afhængig af køn, alder og 

gennemsnitligt belastningsniveau (10, 31). 

Inhomogenitet findes både i det makroskopiske og det mikroskopiske 

område. Makroskopisk ved at knoglevæv forekommer i 

en kompakt og en spongiøs form, endda med forskellige grader 

af porositet. Inden for det kompakte væv er der osteoner (Haverske 

systemer) og områder af interstitielle lameller af forskellig 

alder og med forskellig mineraliseringsgrad. Endelig er materialet 

i det mikroskopiske område sammensat af to faser: de hårde 

hydroxyapatitkrystaller og de bløde kollagene fibre. 

For spongiøst knoglevæv, som fx træffes i enderne af rørknoglerne 

og i hvirvellegemerne, findes, at styrken og stivheden er 

proportional med knogledensiteten i henholdsvis anden og tredje 

potens (8, 10). Brudrisikoen stiger derfor afgørende ved aftagende 

mineraliseringsgrad. Knoglemineralindholdet er et tilgængeligt 

mål for densiteten hos levende og er dermed en parameter for 

brudrisiko. Måling af mineraliseringsgraden hos postmenopausale 

kvinder er aktuel for en vurdering af denne risiko. 

Støttevævenes funktion i organismen 

Ligamenter - belastning og mekanoreception 



Ligamenter forekommer som selvstændige strukturer og som forstærkninger 

i ledkapsler. Det er vigtigt at gøre sig klart, at en forstærkning 

af et ledkapselområde kan have to funktioner: en 

mekanisk og en mekanoreceptorisk, og i visse tilfælde synes det 

at være den sidste, der er den egentlige funktion. Ligamenter er 

til denne funktion udstyrede med spændingsreceptorer, der udviser 

forskel både i tærskelværdi og i den hastighed, hvormed de 

adapterer sig til konstante spændinger. Centralnervesystemet kan 

gennem disse receptorer følge leddenes stilling, deres bevægelsesretning 

og -hastighed, og afstand til en yderstilling (19). 

En forstærkning bestående af et øget antal fibre og/eller en 

øgning af de eksisterende fibres tykkelse vil medføre øget styrke, 

øget stivhed og øget kapacitet til at rumme elastisk energi. Det er 

den mekaniske del. 

For de ligamenter, hvor deformationen er den primære variable 

og spændingen den afledede variable (ut tensio sic vis), vil en 

øget stivhed alt andet lige give et øget spændingsområde og dermed 

en bedring af signalforholdet og mulighed for finere diffe- 

17

Spænding 

▲ 

2. 

18 

forstærket 

normalt 

skadet 

1. 



for forstærket, 

normalt og skadet ligament. 

Ved samme deformation 

(1) vil det forstærkede 

ligament kunne give en forstærket 

og mere differentieret 

spændingsregistrering til 

centralnervesystemet. Ved 

pludselig overgang fra normalt 

til skadet ligament vil 

spændingen og spændingsregistreringen 

ved samme 

deformation blive reduceret, 

og centralnervesystemet, 

som i begyndelsen er 

uvidende om de ændrede 

mekaniske forhold, vil 

undervurdere (2) den faktiske 

deformation og dermed 

den faktiske ledstilling. 

▲ 



rentiering i perceptionen (fig. 7). Eksempelvis vil et kollateralt ligament 

i ankelleddet blive deformeret afhængigt af dets akseafstand 

og af leddets vinkelbevægelse, og den opnåede spænding 

og dermed mekanoreception vil blive afledt heraf. Hvis mekanoreceptionen 

kunne tænkes at være den egentlige funktion fx for 

lig. talofibulare anterius, som er det hyppigst skadede (forstuvede) 

og hyppigst behandlede ligament i ankelledskomplekset, så 

bliver det mindre mærkeligt, at ligamentets maksimale styrke kun 

ligger på omkring 20 kg (2, 28), mens belastningen på ankelleddet 

løber op til 4-6 gange legemsvægten, altså 3-400 kg. Mekanisk 

synes ligamentet helt utilstrækkeligt til at modstå denne 

belastning, og dets rolle kan bedst forstås, hvis dets elastiske stivhed 

er reguleret og bestemt af hensynet til differentieret mekanoreception. 

På samme måde vil det primære i skaden kunne forstås som en 

reduktion i stivheden med forstyrret mekanoreception til følge i 

stedet for en løshed eller anden mekanisk defekt (fig. 7). Og det 

ville give proprioceptiv træning en større plads i behandlingen 

(32). 

Muskelsener - modifikation af effektydelsen 

Musklerne fungerer i den levende organisme som bevægeapparatets 

fjedre, støddæmpere og effektgeneratorer, og senerne har en 

vigtig rolle i alle tre funktioner (9, 27). 

Nyttevirkningen for en isoleret muskel, dvs den del af den i 

musklen omsatte kemiske energi der bliver til mekanisk arbejde, 

angives at være 25-30%. Alligevel kan man ved spring og løb 

registrere nyttevirkninger på over 50%. Fænomenet forklares ved, 

at musklerne og især muskelsenerne er elastiske, og at noget af 

det forudgående nedsprings energi optages som elastisk energi 

og genbruges i opspringet (fjedervirkning). Maksimering af nyttevirkningen 

ved personlig udvælgelse på baggrund af det kollagene 

vævs sammensætning og ved specifik træning, samt ved koordinering 

med materialeegenskaber i sko og underlag står i fokus i 

megen sportsbiomekanisk forskning. 

Organismens samlede effektydelse (power), der jo er mekanisk 

energi omsat pr tidsenhed og derfor måles i N · m · s -1, kan øges 

ved at øge brøkens tæller dvs øge den tilførte mekaniske energi, 

og/eller ved at reducere nævneren, tiden. En betragtelig effektforstærkning 

(poweramplification) opnås ofte ved at ændre tiden. 

Ved knæbøjningen i sidste skridt i indløbet til et højde- eller 

længdespring lægges der således elastisk energi ind i lårets store 

sener dels ved konvertering af løberens kinetiske energi og dels 

ved samtidig kontraktion af musklerne. Processen tager 4-500 ms,

mens udløsningen i afsættet kun tager omkring 100 ms (16). Det 

er senernes fordel, at de kan aflevere energien hurtigere end 

musklerne kan, og at der ved den midlertidige deponering af 

energien i senerne og efterfølgende hastige udløsning kan opnås 

den ønskede effektforstærkning. Ved forsøg med m.plantaris 

senen hos mennesker fandt vi, at der ved en sådan tidsreduktion 

er teoretisk mulighed for op til en 10 ganges forstærkning (29). 

Princippet er det samme som i en fiskestang, hvis virkning ligger 

i, at der i den sidste del af tilbagesvinget tilføres energi fra 

begge ender af stangen, og at energien derefter udløses på ganske 

kort tid i et svirp fremad. Ligesom i bevægeapparatet er 

timingen afgørende for effekten. 

I løft med et ryk bruges kroppens elastiske områder inkl. den i 

bughulen indesluttede luft til på lignende vis at opnå en effektforstærkning. 

Risikoen ved de således frembragte store, om end 

kortvarige effektydelser er, at de belaster og evt overbelaster de 

bærende strukturer i og omkring leddene og i rygsøjlen. Det 

tager lang tid (måske år) at opbygge støttevævene til de ydelser, 

der er aktuelle i visse dele af arbejdslivet, og det kræver fortsat 

træning at vedligeholde vævene i denne tilstand. Arbejdslivet 

burde i høj grad interessere sig for de principper og krav til 

træning, som er udviklet for sportsydelser. 

Støddæmpning (effektreduktion) er på sammme måde en vigtig 

del af bevægeapparatets funktion, både ved store amplituder som 

ved nedspring og ved små amplituder som ved vibrationer. Energien 

tages hovedsagelig ud via muskelfibrene, mens senerne, 

som ligger i serie med muskelfibrene, virker som midlertidige 

depoter ved de hastige ændringer. 

Ægte led - gnidningsfri præcisionsbevægelse 



De ægte led skal sikre organismen en gnidningsfri, mekanisk stabil 

bevægelighed med en høj grad af geometrisk præcision og 

med et for belastningen passende kontaktareal. 

Præcisionen opnås, ved at ledfladerne har en vis dimension, 

således at bevægebaner og geometriske omdrejningsakser kan 

være tilpas veldefinerede. Leddene kan desuden være forsynede 

med ossøse føringskamme og styrekulisser samt ledbånd og kapselforstærkninger 

til sikring og begrænsning af bevægelserne. 

Væsentlig for stabiliteten er desuden den mekanoreception, 

som holder nervesystemet underrettet om hastigheder, bevægelsesretning 

og afstand til yderstillinger og dermed om behovet for 

støtte og korrektion fra musklernes side. Uden en løbende klarmelding 

fra mekanoreceptionen kan leddene i realiteten ikke 

belastes, hvilket man tydeligt ser ved ledbåndsskader i knæet. 

19

▲ 

Spænding 

20 


Figur 8. Ved konstant 

spænding øges den optagne 

elastiske energi med 

aftagende elastisk stivhed. 

▲ 



Friktionen i leddet er afhængig af synovialvæsken og specielt 

dennes indhold af hyaluronsyre. Synovialvæsken dannes af ledkapslernes 

karrige synovialmembran. 

Kontrol af slid og gnidningsmodstand i et led, der alternerer i 

sin bevægelsesretning og snart belastes statisk og snart under 

relativt stor bevægelseshastighed, er kendt som et stort problem i 

maskinkonstruktioner. I organismen er det løst ved forskellige 

principper eller metoder, som dominerer alt efter den øjeblikkelige 

opgave. Ved statisk belastning beskyttes overfladerne af en 

såkaldt grænselags-smøring fremkaldt af et molekylært lag af 

glycoproteiner adsorberet til ledoverfladerne. I dynamiske situationer, 

hvor der er en evt hastig bevægelse mellem ledfladerne, 

fanges den viskøse ledvæske som et smøringsmedie mellem de 

bærende flader og holder disse adskilte (oliebad eller hydrodynamisk 

smøring) (20). 

Endelig kan de biologiske led udnytte den vævsvæske, der 

under belastningen presses ud af brusken, til yderligere at holde 

ledfladerne adskilte. Tilsammen opnås en smøringsgrad eller friktionskoefficient 

i de biologiske led, som er en til to størrelsesordner 

bedre end forholdene i tekniske led og kuglelejer (20). 

Temperaturen, som er afgørende for smørende væskers viskositet, 

holdes rimeligt konstant også ude i de store ekstremitetsled, 

som ellers er ret kuldeeksponerede, idet de er uden dække af 

varmende muskler og isolerende fedt. Temperaturbeskyttelsen 

sker ved et netværk af små arterier, som findes uden på ledkapslerne 

netop omkring ekstremitetsleddene, og som ved reguleret 

gennemblødning efter behov etablerer en slags varmekappe. 

Arbejdsbeklædning til kolde omgivelser kan passende indeholde 

speciel isolering omkring disse led. 

Skelettet - et kompromis i elastisk stivhed 

Rygsøjlen og de lange rørknogler belastes i en kombination af 

kompression, bøjning og torsion, og det giver strukturerne en 

elastisk instabilitet med risiko for udbøjningsbrud (buckling). Den 

kritiske faktor ved kompressionsbelastning af slanke søjler som 

de nævnte er ikke styrken, men materialets og strukturens samlede 

stivhed, som derfor søges så stor som muligt. Ved kollisioner 

med bøjning og torsion til følge er det imidlertid strukturens evne 

til at absorbere energi, der er det kritiske, og denne evne maksimeres 

for en given spænding ved aftagende stivhed, hvorved 

strukturen bliver mindre skør (fig. 8). 

For at skelettet kan udføre sine mangeartede funktioner som 

vægtstangsarme for musklerne, som bærer af tyngdekraft og 

pludselige accelerationer samt som beskytter af de indre organer,

må det derfor fremstå med et belastningsafhængigt kompromis i 

sin elastiske stivhed. Kompromiset ændres dog med alderen, 

hvor knoglevæv efterhånden får øget stivhed og bliver skørt. 

Bevægeapparatet 

- en letvægtskonstruktion 

Masse er træghed i henseende til bevægelser og acceleration, og 

for megen masse er således en negativ overlevelsesfaktor for de 

fleste organismer i frit liv. Bevægeapparatet er derfor udviklet 

som en letvægtskonstruktion med et i ethvert individ, patient, 

sportsperson eller arbejdstager og til enhver tid aktivt kompromis 

mellem tilstrækkelig masse (robusthed) og tilstrækkelig accelerationsevne. 

Ved ændret belastningsniveau ændrer støttevævene 

ligesom muskulaturen sig som oprindeligt udsagt i Wolff’s lov. I 

praksis er der dog betydelige forskelle på hastigheden i de enkelte 

vævs reaktioner. Ved øget træning øges således muskelstyrken 

sammen med konditallet i løbet af uger, mens knoglevæv, der 

først skal undergå en selektiv resorption, skal bruge 3-4 måneder, 

og de stofskiftemæssigt passive væv som sener og ligamenter 

behøver omkring et halvt år (4, 12, 35). 

Der er ikke ødslet med materialerne i bevægeapparatet, og som 

letvægtsstruktur er det karakteriseret ved sin evne til ved elastisk 

deformering at fordele de fysiske belastninger og undgå lokale 

overskridelser af belastningsgrænserne. Da det er et levende 

system, kan det yderligere ved centralnervesystemets styring 

aktivt fordele en belastning i tid og rum. 

Bevægeapparatets strukturelle enheder som ryg, bækken og 

fod deformeres efter en eksponentiel kurve (fig. 9), dvs under tiltagende 

stivhed. Enhederne synes som funktionsbetingelse at 

have en yderstilling, hvorudover deres ledkapsler, kar og nerver 

ikke tåler at blive strakt yderligere. Dette opnås, ved at strukturernes 

ligamenter indgår i et kontinuum, hvor flere og flere ligamenter 

og fibre inddrages under bevægelsen og derved øger den 

elastiske stivhed. Eksempelvis deformeres fodbuen ved belastning, 

men aldrig så meget, at man retter den ud og træder direkte 

ned på underlaget med svangen. 

Bevægemodus og belastningsmodus 



En søjle, eksempelvis rygsøjlen, kan pålægges en belastende 

21

22 

Figur 9. Spændings-deformationskurver 

målt ved 

belastning af 5 forskellige 

præparater af fodbuer (F. 

Bojsen-Møller). 

Figur 10. Stress-fordelingen 

i en søjle ved central og 

ved asymmetrisk belastning. 



1000 · 

500 · 

0 · . 

0 

Spænding 

(N) 

▲ 

. 

1 

Deformation (mm) 

kraft, som måles i Newton. Nede i søjlen fordeles kraften over et 

areal, og hvis den applicerede kraft er nøje centreret, vil den fordeles 

ligeligt i et hvilket som helst tænkt eller reelt tværsnit (fig. 

10) (23). Belastningen skal her udtrykkes i N · cm -2 . En asymmetrisk 

appliceret kraft vil fordeles ujævnt og kan, hvis den angriber 

søjlen helt ude i periferien, endda fremkalde trækkræfter på den 

modsatte side og give tendens til en såkaldt udbøjningskollaps 

(fig. 10). Yderligere kan tolerancen blive overskredet lokalt med 

et vævsbrud til følge. 

De mere belastede dele i kroppen kan efter behov omstilles fra 

bevægelighed og eftergivelighed til stabilitet og stivhed. Ryggen 

holdes normalt S-formet krummet med lordoser og kyfoser, og 

dette giver en for de fleste formål tilstrækkelig stivhed kombineret 

med evnen til fjedren og bevægelighed. Hvis en mekanisk Sformet 

søjle belastes, vil krumningerne øges, og der vil opstå 

lokale koncentrationer af tryk- og trækkræfter på henholdsvis de 

konkave og de konvekse sider. Ved at rette søjlen ud under 

belastningen opgives for en stund en del af de fjedrende egenskaber, 

til gengæld kan en jævn fordeling af trykkræfterne og en 

betydelig øgning af udbøjningstolerancen opnås (fig. 11). Det 

sidste sker også på grund af den samtidige opspænding af ligamenter 

og fascier på bagsiden (5). Vi kalder det at skifte fra 

bevægemodus til belastnings- eller løftemodus, og lignende 

1 

2 

3 

4 

5 

. 

2 

▲

omstillinger synes at kunne foregå i bækken og sacroiliacaleddet. 

Strategien for at undgå en skade ved longitudinel belastning af 

en søjle vil derfor gå ud på at skabe en så vidt muligt lige søjle 

og at centrere den af ydre byrde og egne posturale muskler 

resulterende kraftvektor bedst muligt. Det kan forventes, at der er 

store interindividuelle forskelle i nøjagtigheden, hvormed dette 

udføres, og derfor også store forskelle i antallet af mindre og 

større belastningsskader. 

Graden af foroverfældning af rygsøjlen i løftemodus bestemmes 

af projektionen af det samlede tyngdepunkt for krop, hoved, 

arme og ydre byrde. Hvis tyngdepunktet projiceres ned gennem 

midten af femur (fig. 12), vil momentbelastningen af hofte og 

knæ være ensartet, og leddenes muskler kan udnyttes ligeligt. 

Yderligere foroverfældning vil aflaste knæene og belaste hofteleddet, 

mens en mere oprejst stilling vil aflaste hofteleddene og 

belaste knæene. 

Kollisioner 



Figur 11. Røntgenbillede af normal rygsøjle. Ved drejning af bækkenet kan lændelordosen 

udrettes, og belastningen kan fordeles jævnt over de parallelt liggende 

endeflader af hvirvellegemerne. 

En kollision, et stød eller et slag er en kortvarig begivenhed, hvor 

en energimængde inden for den givne tid overføres fra et legeme 

til et andet eller fra en indre struktur til en anden. Under den til- 

23 

X 

X 

Tk 

▼ 

Figur 12. I løftemodus skal 

lænderyggen rettes ud og 

kroppen fældes så meget 

forover, at projektionen af 

det samlede tyngdepunkt 

(T k ) for krop og ydre byrde 

rammer midt imellem 

hofteled og knæled.

24 



hørende deformation må materialets molekyler ændre position i 

forhold til hinanden. Under ideelt elastiske forhold (som kun findes 

tilnærmet) er dette tidsuafhængigt, der er ingen tøven. I biologiske 

materialer er det imidlertid en tidskrævende proces, hvorunder 

energi dissiperes som varme. Viskositeten viser sig her 

ved, at materialets modstand mod deformationen øges med 

øgende deformationshastighed. For disse materialer er afpasningen 

af energitilvæksten pr tidsenhed (de/dt) efter materialeegenskaberne 

derfor afgørende for udfaldet af en kollision. 

Små og store kollisioner forekommer i mange af livets forhold, 

og hvis de implicerede strukturer som nævnt er i stand til at optage 

den givne energimængde på den givne tid, vil begivenhederne 

opfattes som trivielle og hurtigt være glemte. I modsat fald 

optræder skader i makro- eller mikroområdet. 

Kortvarigheden må for levende organismer defineres både over 

for deres materialeegenskaber og over for centralnervesystemets 

reaktionstid. I praksis skal kollisionen være omkring 100 ms eller 

derunder for at være kortvarig. 

Ved en kollision afgives en energimængde ikke alene i et vist 

tidsrum, men også over et bestemt areal (effektydelse pr areal, 

enhed: N · m · s -1 · cm -2). For at afbøde virkningen på bevægeapparatet 

må organismen for det første forsøge at kontrollere energimængden. 

For det andet må den gennem langvarig fysisk 

træning have opnået en passende kombination af strukturstivhed 

og styrke, så arealet under spændings-deformationskurven, dvs 

den maksimalt optagelige energi, bliver stort nok. For det tredje 

må den øge kollisionstiden mest muligt ved deformering og/eller 

ved at møde den ydre påvirkning tidligt og følge den længst 

muligt, eksempelvis som når man griber en bold eller afbøder et 

fald. Endelig må den maksimere det ydre og indre areal af overførende 

og bærende strukturer, for lænderygsøjlen fx ved udretning 

og ved nøje centrering af den resulterende belastningsvektor. 

Frakturmekanik 

En fraktur opstår, hvis spændingen i et materiale lokalt overstiger 

materialets indre kohæsion. Etablering af frakturflader er en energikrævende 

proces, og jo mere energi der er til rådighed, jo flere 

frakturflader kan der skabes, og jo mere splintret (komminut) bliver 

den endelige fraktur (1, 15, 18, 25). 

Brud deles i træthedsbrud, som udvikler sig over timer eller 

dage typisk i løbet af marchture eller distanceløb, og i de akutte 

brud, som igen kan deles i lav- og højenergibrud. Lavenergibrud 

kan fx opstå ved et vrid (skiløber), mens de mere energirige brud

ses ved trafikulykker og skudepisoder. Da bruddene oftest sker 

på betydeligt kortere tid end den forudgående elastiske deformering 

af knoglen, sker der en effektforstærkning ved udløsningen 

af den ophobede energi. Ved de energirige brud, hvor der tilmed 

er et stort overskud af energi, kan dette skabe en chokbølge i de 

omgivende bløddele med betydelige skader af disse til følge. 

Ved de helt energisvage brud, hvor der ikke tilføres tilstrækkelig 

energi, kan revneudviklingen gå i stå og de reparative processer 

få overtaget. Det sker netop ved den terapeutiske aflastning 

af et truende træthedsbrud. 

Som nævnt er knoglevæv to-faset. Ligesom i de moderne kompositte 

materialer som fx glasfiber-epoxyresin vil de blødere dele 

give sig, når spidsen af en frakturlinie når frem til et sådant område, 

og derved mindske eller ophæve den spændingskoncentration, 

der hele tiden befinder sig foran revnen. Frakturen bliver tilbøjelig 

til at gå i stå, og materialet kan betegnes som sejt. I glasfiberplader 

er det epoxyen, der er det bløde, afstressende materiale, 

mens det i knoglevæv er de eftergivelige, kollagene fibre. 

Mikrobrud er en relativt almindelig foreteelse i et normalt, 

aktivt liv. Bevægeapparatets sikkerhedsmargin er begrænset og 

overskrides nu og da ved accidentelle hændelser, forventeligt 

især i arbejdsliv og sportsliv. Måske skal man se således på det, 

at de små overskridelser - uden at der forekommer ophobning af 

tilfælde - netop er de stimuli, der løbende justerer systemet, og at 

parathed og evne til at reparere og forstærke er en del af artens, 

slægtens og individets sundhed. 

Personligt sikkerhedsudstyr 



Sikkerhedsudstyr i denne sammenhæng er udstyr, der skal yde en 

mekanisk beskyttelse over for effektydelsen i slag, stød og vibrationer. 

Strategien må i princippet gå ud på at reducere energimængden 

og/eller øge kollisionstid og -areal. Ved vibrationer kan 

energien reduceres og desuden spredes over et større frekvensområde, 

så resonans undgås. 

En egentlig støddæmper, fx bestående af et stempel der 

bevæger sig i en væskefyldt cylinder, virker både ved at dissipere 

energien og ved at øge tiden. Kollisionsberedskabet i en moderne 

bil fungerer på lignende måde, ved at fronten under blivende 

deformation forbruger energien og øger kollisionstiden. En fjeder 

derimod, som skal genetablere sig efter kollisionen, virker ved at 

øge kollisionstiden, men vil i det efterfølgende tilbagespring på 

ny præstere en effektydelse og altså nok et stød. 

På lignende måde kan personligt sikkerhedsudstyr deles i 

udstyr, der fx ved knusning forbruger energien og derfor er et 

25

26 



éngangsudstyr beregnet til afværgning af en katastrofe, og i 

udstyr, der skal reducere utallige mindre påvirkninger og derfor 

fjederagtigt skal genetablere sin form. 

En styrthjelm er et eksempel på det første (21). Den består af 

en hård skal foret med et porøst materiale, som regel polystyrenskum. 

Skallen skal øge kollisionsarealet og forhindre en penetration, 

mens skummaterialet skal desintegreres og knuses under så 

stort et energiforbrug som muligt. Det sidste kræver til farten og 

vægten individuelt afpassede materialeegenskaber, lagtykkelse og 

porøsitet, og det er netop problemet ved standardiseret massefremstilling. 

Hvis porerne ved en kollision presses helt sammen, 

omdannes skummet pludseligt til et hårdt faststof, hvorved 

grænsen for virkningen sættes (14 pp 120-168 og pp 212-240). 

Hælmaterialet i en løbesko er et eksempel på en støddæmper, 

der skal genetablere sig efter hvert hælnedslag. Hvis der er tale 

om et skummateriale, vil det i længden tabe sine egenskaber og 

specielt sin stivhed. 

Nedslidning 

Hermed kan vi diskutere det paradoksale i, at fysisk belastning i 

almindelighed og i motionssport i særdeleshed fører til opbygning 

af støttevævene og musklerne, mens fysisk belastning i 

andre situationer, typisk i arbejdslivet, kan føre til nedslidning 

(4). På det cellulære plan kan der jo ikke skelnes mellem de to 

former for belastning, medmindre der her i mikroområdet forekommer 

en ophobning af situationer, hvor effektydelsen (N · m · 

s -1 · cm -2 ) gennem upræcis styring af stressfordeling og kollisionstid 

overskrider de lokale tolerancer. 

Det er centralnervesystemets opgave at gennemføre den løbende 

styring, og det har hertil dels en erfaring, hvorfra det kan anticipere 

en begivenhed og en passende reaktion, og dels en 

mekanoreception som konstant overvågning. Musklerne er udstyrede 

med længde- og spændingsreceptorer, og sammen med nervesystemets 

mulighed for tidsmæssig registrering giver dette netop 

de tre parametre, som vi kender fra en moderne materialeafprøvningsmaskine, 

og som er nødvendige for at følge med i 

effektydelsen. 

Øget reaktionstid eller bare nedsat præcision i nervesystemets 

selvovervågning og motorik forårsaget af træthed, monotoni, 

påvirkning af alkohol eller psykofarmaka mv kan så tænkes at 

være årsag til gentagne mikrotraumer med nedslidning i det lange 

løb til følge. 

Sportssituationen adskiller sig ofte herfra ved at være et tidspunkt 

med øget overvågning og mulighed for at afpasse effekty-

delse efter tolerancen. Ved overtræning og fejlagtig træning kan 

det dog også gå galt her. 

Fire tidsdomæner 



Organismens reaktion og mulighed for at afbøde virkningen af en 

belastning varierer med begivenhedens hastighed. I hvert fald 

kan fire tidsdomæner nævnes: 

1. Under 100 ms: organismen afhænger af sine materialers og 

strukturers indbyggede kapacitet over for en pludselig energitilvækst, 

en de · dt -1. Nervesystemet kan dog evt anticipere 

begivenheden. 

2. Fra 100 ms - nogle sekunder: nervesystemet kan nå at reagere 

og øge kollisionstid og -areal og derved nedsætte effektydelsen. 

3. Minutter - timer: træthed udvikler sig i muskler og i materialer, 

så tolerancen reduceres, og psykisk, så koordinationen bliver 

upræcis. Kredsløbet belastes. 

4. Uger - måneder: nervesystemet indlærer, og motorikken bedres, 

konditionen øges, bevægeapparatets celler reagerer og 

opbygger vævene. 

En arbejdsinstruktion og et handlingsprogram til nedbringelse af 

skader og overbelastning af bevægeapparatet må for det første 

sikre en grundkondition af styrke, hurtighed og udholdenhed, for 

det andet må selvovervågningen trænes ved at rette opmærksomheden 

på den løbende mekanoreception og med en evt smerteperception 

som et vigtigt advarselssignal. Til denne kategori 

hører også viden om bevægeapparatets opbygning, funktion og 

vedligeholdelse, samt om simple årsag-virknings-forhold i systemet. 

For det tredje må programmet indeholde en træning i finkoordination 

og præcis timing også inden for generel fald- og afværgeteknik. 

Og endelig for det fjerde må det tilgodese organismens behov 

for hvile- og restitutionsperioder. Som nævnt under materialeegenskaber 

er vævstolerancerne afhængige af de umiddelbart forudgående 

belastningers art og antal. Tid til at normalisere tolerancerne 

og tid til, at cellerne kan opbygge vævene, er derfor 

nødvendig. 

Alt dette kan ikke tilgodeses alene gennem arbejdsinstruktion 

og arbejdstilrettelæggelse (13, 30). Det må accepteres, at det også 

er et personligt sundhedsarbejde, der omfatter dagligdag og dagligvaner 

i ikke-arbejdstiden, som i dette samfund udgør over 80% 

27

28 



af årets timer. Processen må desuden udstrækkes til barndom, 

skole, ungdom og voksenliv. 

Krisen kradser - altid 

Mennesket har mulighed for glæder uden tal - 

den ædleste af alle er at kunne når man skal. 

Piet Hein 

Fysisk sundhed er, at legemet kan, når det skal. De enkelte celler 

skal kunne fungere og reagere, ligesom støttevævene, de enkelte 

organer og det samlede legeme skal kunne det i de daglige livsaktiviteter 

såvel som ved toppræstationerne. 

Til overlevelse og sundhed hører det biologisk fundamentale, 

at legemet kan følge med og ændre og udvikle sig, når omgivelser 

og livsbetingelser ændrer sig, hvilket de gør hele tiden. Dyr 

og planter har til alle tider og i alle generationer haltet lidt bagefter 

udviklingen og har haft travlt med at tilpasse sig. Krisen kradser, 

som det uden megen historisk sans er udtrykt om vor tids vilkår. 

Sandheden er, at det har den gjort altid og for alle levende 

væsener, og det har interessant nok været et led i deres sunde og 

stadige udvikling. Det sidste skal dog anføres under den forudsætning, 

at arterne har undgået egentlige kummerkår, som altid 

ledsages af sygdom. 

Sundhed er langt hen ad vejen en præstation, som den enkelte 

og fællesskaber som familie, arbejdsplads og samfund har hver 

deres ansvar for. Præstationen for den enkelte består af opmærksom 

iagttagelse af forhold uden for og inden i kroppen, vurdering 

af situationen samt handlen, det sidste evt som korrektion og 

ændring af vaner. For den langsigtede sundhedspræstation synes 

problemet at ligge i, at de meddelelser, som indløber fra de forskellige 

egne af kroppen, er diskrete og lette at overse og undertrykke. 

En arbejdsinstruktion eller et gymnastikprogram kan her 

yde et bidrag, hvis det øger opmærksomhed og viden om de forskellige 

områder af jeg-huset og gennem velvære gør det attraktivt 

at skøtte dem godt. En opmærksomhed på dette punkt er 

måske forklaringen på, at nogle mennesker kan undgå skader og 

nedslidning trods store belastninger, eller kan nyde et godt helbred 

højt op i årene trods begrænsede legemlige ressourcer.

Litteratur 



1. Asang E. Biomechanics of the human leg in alpine skiing. In: 

Nelson RC, Morehouse CA. eds. International series on 

sports sciences I. Biomechanics IV. London: Macmillan Press 

Ltd, 1974:236-242. 

2. Attarian DE, McCrackin HJ, Devito DP, McElhaney JH, 

Garrett WE. A biomechanical study of human lateral ankle 

ligaments and autogenous reconstructive grafts. Am J Sports 

Med 1985;13(6):377-381. 

3. Bayliss MT. Proteoglycans: Structure and molecular organization 

in cartilage. In: Hukins DWL. ed. Connective tissue 

matrix. Verlag Chemie, 1984:55-88. 

4. Bojsen-Møller F. Belastning af bevægeapparatet - om tolerans 

og præstation og deres tidsafhængighed. Månedsskrift 

for Praktisk Lægegerning 1991;11:851-858. 

5. Bojsen-Møller F, Hecht-Olsen M, Wachtell K. Ligamentous 

stabilization of the human lumbar spine. Low Back Pain, Int 

Meeting 1992;(Abstract). 

6. Butler DL, Grood ES, Noyes FR. Biomechanics of ligaments 

and tendons. Exerc Sport Sci Rev 1978;6:125-182. 

7. Caplan AI. Cartilage. Sci Am 1984;251(4):82-90. 

8. Carter DR, Hayes WC. Compact bone fatigue damage. A 

microscopic examination. Clin Orthop 1977;127:265-274. 

9. Cavagna GA. Storage and utilization of elastic energy in 

skeletal muscle. Exerc Sport Sci Rev 1977;5:89-129. 

10. Currey J. The mechanical adaptations of bone. Princeton 

University Press, 1984. 

11. Dorrington KL. The theory of viscoelasticity in biomaterials. 

In: Vincent JFV, Currey JD. eds. Symposia of the society for 

experimental biology. Number XXXIV. The mechanical 

properties of biological materials. Cambridge University 

Press, 1980:289-314. 

12. Enwemeka CS. Connective tissue plasticity: Ultrastructural, 

biomechanical, and morphometric effects of physical factors 

on intact and regenerating tendons. JOSPT 1991;14:198-212. 

13. Genaidy AM, Karwowksi W, Guo L, Hidalgo J, Garbutt G. 

Physical training: a tool for increasing work tolerance limits 

of employees engaged in manual handling tasks. Ergonomics 

1992;35(9):1081-1102. 

14. Gibson LJ, Ashby MF. Cellular solids. Structure and properties. 

New York: Pergamon Press, 1988. 

15. Gordon JE. The science of structures and materials. 

New York: Scientific American Library, 1988. 

29

30 



16. Hay JG, Miller Jr JA, Canterna RW. The techniques of elite 

male long jumpers. Biomechanics 1986;19:855-866. 

17. Hukins DWL. Tissue components. In: Hukins DWL. ed. Connective 

tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:1-16. 

18. Jeronimidis G, Vincent JFV. Composite materials. In: Hukins 

DWL. ed. Connective tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:187- 

210. 

19. McCloskey DI. Kinesthetic sensibility. Physiol Rev 

1978;58(4):763-820. 

20. McCutchen CW. Joint lubrication. Clin Rheum Dis 

1981;7(1):241-257. 

21. Mills NJ. Protective capability of bicycle helmets. Brit J Sports 

Med 1990;24:55-60. 

22. Nachemson AL, Evans JH. Some mechanical properties of 

the third human lumbar interlaminar ligament (ligamentum 

flavum). J Biomech 1968;1:211-220. 

23. Pauwels F. The principles of construction of the locomotor 

system. Their significance for the stressing of the tubular 

bones. Zeitschrift für Anatomie und Entwicklungsgeschichte 

1948;114:129-166. 

24. Ross R, Bornstein P. Elastic fibers in the body. Sci Am 

1971;224:44-52. 

25. Sammarco GJ, Burstein AH, Davis WL, Frankel VH. The 

biomechanics of torsional fractures: The effect of loading on 

ultimate properties. J Biomech 1971;4:113-117. 

26. Serafini-Fracassini A, Field JM, Smith JW, Stephens WGS. The 

ultrastructure and mechanics of elastic ligaments. Journal of 

Ultrastructure Research 1977;58:244-251. 

27. Shorten MR. Muscle elasticity and human performance. 

Medicine and sport science 1987;25:1-18. 

28. Siegler S, Block J, Schneck CD. The mechanical characteristics 

of the collateral ligaments of the human ankle joint. 

Foot Ankle 1988;8(5):234-242. 

29. Simonsen EB, Edgerton VR, Bojsen-Møller F. Energy restitution 

and power amplification in human plantaris tendons. In: 

de Groot G, Hollander AP, Huijing PA, van Ingen Schenau 

GJ. eds. International Series on Biomechanics XI-A. Amsterdam: 

The Netherlands Free University Press, 1988:31-37. 

30. Stamper MT. Good health is not for sale. Ergonomics 

1987;30(2):199-206. 

31. Swanson SAV. Biomechanical characteristics of bone. Advances 

in Biomedical Engineering 1971;1:137-187. 

32. Tropp H, Askling C, Gillquist J. Prevention of ankle sprains. 

Am J Sports Med 1985;13(4):259-262. 

33. Viidik A. On the correlation between structure and mechanical 

function of soft connective tissues. Verhandlungen der



Anatomischen Gesellschaft 1978;72:75-89. 

34. Weiss JB. Collagens and collagenolytic enzymes. In: Hukins 

DWL. ed. Connective tissue matrix. Verlag Chemie, 1984:17- 

53. 

35. Woo SL-Y, Gomez MA, Sites TJ, Newton PO, Orlando CA, 

Akeson WH. The biomechanical and morphological changes 

in the medial collateral ligament of the rabbit after immobilization 

and remobilization. J Bone Joint Surg 

1987;69A(8):1200-1211. 

31

KAPITEL 2 

Kontrol af 

bevægelser 

Nils Fallentin

34 



Kontrol af menneskets bevægelser, lige fra stereotype gangbevægelser 

eller højrepetitive armbevægelser under montagearbejde 

i industrien til de komplicerede bevægelsesmønstre i fx ballet 

eller idræt, er baseret på et enestående samspil mellem muskelceller 

og nervesystem. 

Evnen til kontraktion/sammentrækning er en generel egenskab 

ved de fleste celler, men i skeletmuskulaturen er denne egenskab 

specialiseret og udviklet. Specialiseringen muliggør, at muskelcellernes 

kontraktion via bindevævstrukturer, bl.a. sener, kan overføres 

til skelettet og dermed skabe forudsætningerne for 

bevægelse. 

Selve styringen af muskelcellernes kontraktion foregår gennem 

nervesystemet. Den mindste enhed, der kan kontrolleres, kaldes 

en motorisk enhed og består af et antal muskelceller (fibre) som 

alle står i forbindelse med den samme motoriske nervecelle i 

centralnervesystemet. Den motoriske enhed er den funktionelle 

enhed i nervesystemets kontrol af muskelkontraktion og 

bevægelse og det sidste, fælles led for udførelsen af såvel simple 

refleksbevægelser som kompliceret motorisk adfærd. 

Aktiveringen af de motoriske enheder på en formålstjenlig 

måde, dvs tilpasset såvel indre betingelser (muskelarkitektur og 

-struktur, ledvinkler osv) som skiftende ydre forhold sikres gennem 

et komplekst sæt af “målere” eller receptorer i musklerne 

kaldet muskel- og senetene. Information fra muskelreceptorerne 

til centralnervesystemet om afvigelser mellem forventede og rent 

faktisk opnåede bevægelser er samtidig den afgørende forudsætning 

for den evne til indlæring eller træning af sammensatte 

bevægelser og bevægelsesmønstre, som er baggrunden for menneskets 

evne til at tilpasse sig skiftende ydre omgivelser.

Muskelstruktur og -funktion 

Den strukturelle baggrund for muskelfunktionen er et samspil 

mellem den molekylemæssige organisering af de kontraktile proteiner 

i muskelcellen og den makroskopiske opbygning af en hel 

muskel bestående af enkelte celler, bindevæv og sene. 

Kontraktile proteiner, actin og myosin, findes som tidligere 

antydet i de fleste levende celler og muliggør bl.a. intracellulær 

bevægelse. Differentieringen af muskelceller fra andre celler og 

det, som gør dem til “specialister i bevægelse”, er dels et usædvanligt 

højt indhold af kontraktile proteiner (ca 80% af det totale 

proteinindhold), dels en unik og systematisk organisering af de 

to proteiner i cellen, som tillader en kontrolleret frembringelse af 

kontraktion og bevægelse. 

Myosinmolekylerne i en muskelcelle optræder sammenknyttet i 

tykke tråde eller filamenter bestående af ca 300 enkeltmolekyler. 

Tilsvarende findes actinmolekylerne organiseret i tynde filamenter, 

hvor de globulære molekyler former en dobbelt kæde sammenholdt 

på midten af en tværgående struktur (Z-skiven). 

Betragtes en skeletmuskelcelle i lysmikroskop, ses en karakteristisk 

tværstribning, der kan henføres til vekslende områder med 

rækker af henholdsvis tykke og tynde filamenter delvist overlappende 

hinanden. De tykke myosinfilamenter er arrangeret således, 

at de tynde actinfilamenter, knyttet til Z-skiven, kan glide ind 

mellem myosinfilamenterne under kontraktion (se fig. 1). 

Området, defineret som afstanden mellem de to Z-skiver i figuren, 

kaldes en sarcomer og har i en normal, hvilende skeletmuskel 

en længde på mellem 2 og 2,5 µm. Beskrivelsen af kontraktionsprocessen 

som en forkortelse af sarcomeren, hvor de to sæt 

filamenter glider ind mellem hinanden, var oprindelig baseret på 

Huxley og Niedricks klassiske eksperimenter fra 1954 og blev 

kendt som “The sliding (dvs glidende) filament theory”. 

I 

A 

H 


Z Z 

Actin 

Myosin 

35 

Figur 1. Arrangement/placering 

af tykke og tynde 

filamenter i en sarcomer. 

Nederst: Tværsnit af sarcomeren. 

(Gengivet efter 

Jones and Round (8)).

a 

b 

c 

S 2 

36 

S 1 

Figur 2. Myosinmolekylet 

og opbygningen af et myosinfilament. 

a) Skematisk 

fremstilling af myosinmolekyle, 

b) og c) sammenføjning 

og orientering af 

myosin i de tykke filamenter. 

(Gengivet efter Jones 

and Round (8)). 

Figur 3. Model for etablering 

og bevægelse af 

tværbroer. (Gengivet efter 

Mulvany (13)). 


Kontraktionsmekanismen 

Myosinmolekylerne i de tykke filamenter består af en haleregion 

med to globulære hoveder. I det dannede filament udgør den 

største del af haleregionen filamenternes rygrad, hvorudfra de to 

hoveder rager frem (fig. 2). 

Myosinhovedet, som er sæde for proteinets enzymatiske aktivitet, 

er den del, som kan kombineres med actin, og udgør dermed 

forudsætningen for, at actinfilamenterne kan glide ind mellem 

myosinfilamenterne. Kontraktionen, dvs forkortningen af sarcomeren, 

kommer i stand, ved at myosinhovederne svinger over og 

fæstnes til actinfilamenterne. Herved etableres de såkaldte 

tværbroer, og via en bevægelse af myosinhovederne forsøges de 

tynde filamenter trukket ned langs det tykke filament (fig. 3). 

S1 

S1 

Actin 

S2 

Myosin 

Actin 

S2 

Myosin

Hvis bevægelse er mulig, bliver resultatet en forkortelse af sarcomeren 

(koncentrisk kontraktion). Forhindres bevægelsen derimod 

af eksterne kræfter, udvikles enten kun kraft (er de eksterne 

og interne kræfter lige store, kaldes kontraktionen isometrisk) 

eller evt kraftudvikling under forlængelse af sarcomeren (excentrisk 

kontraktion) (fig. 4). 

a) 

i 

ii 

iii 

S2 S2 

i 

Actin 

S1 

b) 

ii 

iii 

Actin 

Tværbrodannelse/aktivering kontrolleres gennem tilstedeværelsen 

af to såkaldte regulatoriske proteiner, tropomyosin og troponin, 

knyttet til actinfilamentet. Tropomyosinet dækker normalt 

de “bindingssteder” på actinfilamentet, hvor myosinhovedet vil 

fæstne sig, og forhindrer dermed effektivt enhver tværbrodannelse. 

Kun hvis Ca 2+ er til stede i cytoplasmaet (cellens indre), sker 

der forandringer i tropomyosin-troponinkomplekset, som tillader 

myosin og actin at interagere. Den cytoplasmatiske koncentration 

af frit Ca 2+ og reguleringen af denne bliver således nøglen til aktiveringen 

af muskelkontraktionen. 

Det er derfor ikke overraskende, at en væsentlig del af muskelcellens 

energiforbrug under kontraktion er knyttet til transporten 

af Ca 2+ mellem cytoplasmaet og den cellestruktur, der kaldes det 

sarcoplasmatiske reticulum (se fig. 15). En anden væsentlig del af 

energiforbruget er knyttet til processer i forbindelse med tværbro- 

S1 


Forkortning 

Forkortning 

c) 

i 

iii 

S2 

Actin 

37 

1 

S1 

2 

3 

1 

S1 

2 3 

Strækning 

Figur 4. Tre typer af muskelkontraktion. a) Isometrisk kontraktion. Tværbrodannelse og rotation af myosinhovedet 

uden relativ bevægelse mellem actinog myosinfilamenter. Bemærk den udviklede spænding i S2-delen af myosinet. 

b) Koncentrisk kontraktion. Tværbrodannelse og aktivering fører til forkortning af musklen, hvorved den udviklede 

spænding reduceres. c) Excentrisk kontraktion. Strækning af musklen under kontraktion medfører forøget 

spænding i de aktiverede tværbroer. (Se tekst for detaljer). (Gengivet efter Jones and Round (8)).

ATP-splitning 

38 

Isometrisk 

ATPomsætning 

Strækning Forkortning 

Figur 5. ATP-forbrug i 

muskler under henholdsvis 

koncentrisk (forkortning), 

excentrisk (strækning) og 

isometrisk kontraktion. 

(Gengivet efter Jones and 

Round (8)). 


dannelse/bevægelse. ATP (adenosintriphosphate) er den umiddelbare 

energikilde til muskelkontraktion, og hver cyklus med 

dannelse af tværbroer forudsætter hydrolyse af et mol ATP. Ydermere 

vil ATP-mangel bevirke, at myosin ikke kan frigøres fra 

actin, hvorved musklerne bliver stive og non-kontraktile. Kvantificeres 

energiforbruget under muskelkontraktion ud fra anvendelsen 

af ATP, er det åbenbart, at de koncentriske kontraktioner 

med en høj frekvens af tværbrodannelse og brydning 

(tværbro”cykling”) har et væsentligt højere energiforbrug end isometriske 

og excentriske muskelkontraktioner (fig. 5). 

Muskelmekanik 

Musklernes mekaniske egenskaber influerer eller bestemmer i 

vid udstrækning den totale kraft, en kontraherende muskel kan 

præstere. Samtidig giver undersøgelser af skeletmuskulaturens 

mekaniske egenskaber vigtige og nødvendige oplysninger om 

karakteristiske forhold ved tværbrodannelsen og dermed selve 

naturen af den kontraktile mekanisme. 

Længde-spændings-relationer 

Den kraft eller spænding, en muskel kan udvikle, varierer med 

musklens udgangslængde. Udspændes eller strækkes en passiv, 

hvilende muskel, stiger den udviklede spænding efter et kurveforløb, 

der kan forklares ud fra mængden af bindevæv i muskulaturen 

og dette vævs mekaniske eller elastiske egenskaber. Musklens 

bindevæv består dels af elastin, dels af kollagen. Ved udspænding 

af en muskel er det i første omgang elastinet, der er 

ansvarligt for den udviklede spænding. Ved en større udspænding 

rettes kollagenfibrillerne ud, og på grund af kollagenets 

materialeegenskaber forøges stivheden af en passivt udspændt 

muskel med tiltagende grad af udspænding efter en nær eksponentiel 

sammenhæng. Denne sammenhæng mellem længde og 

spænding i en hvilende muskel kaldes musklens passive længdespændings-forhold. 

Stimuleres musklen til kontraktion, vil spændingen 

i musklen ved enhver given længde blive forøget. Denne 

spændingsforøgelse som følge af muskelkontraktionen kaldes 

aktiv kraft eller spænding og vil tilsammen med den rent passive 

kraft opstået ved strækning af en muskel udgøre den totale 

muskelkraft/spænding, som kan overføres til sene/knogle (fig. 6). 

Karakteristisk for forholdet mellem aktiv muskelspænding og 

muskellængde er eksistensen af en optimal længde (L o) for 

spændingsudvikling. Strækkes musklen ud over denne optimale 

længde, falder den aktive muskelspænding og nærmer sig 0 ved 

en længde svarende til ca 2 gange L o. Tilsvarende vil en forkor-

Spænding 

▲ 

Aktiv spænding 

Hvilelængde 


Total spænding 

Figur 6. Musklens passive henholdsvis aktive længde-spændings-forhold. Den 

totale muskelkraft/spænding udgøres af summen af de to komponenter. 

(Gengivet efter Pitman and Peterson (14)). 

Passiv spænding 

Længde 

telse af musklen i forhold til den optimale længde bevirke et 

markant fald i den aktive muskelspænding, som ses at nærme sig 

0 ved en muskellængde på ca 0,5 gange L o. 

Dette karakteristiske længde-spændings-forhold for den aktive 

muskelspænding kan forklares ud fra det kontraktile apparats 

molekylære opbygning, og længde-spændings-relationen bliver 

dermed en af grundpillerne i teorien om “sliding filaments” og 

tværbrodannelsen. Den optimale muskellængde, L o, svarer således 

til musklens anatomiske hvilelængde, hvor sarcomerlængden 

er ca 2,2 µm, og actinog myosinfilamenterne er i kontakt med 

hinanden i hele deres længde, og muligheden for tværbrodannelse 

derfor størst mulig. Strækkes eller udspændes muskelfiberen til 

en sarcomerlængde på ca 3,6 µm, hives de kontraktile elementer 

fra hinanden, og tværbrodannelse og dermed aktiv spændingsudvikling 

bliver umulig. På tilsvarende vis vil en forkortning af muskulaturen 

bevirke, at actinfilamenterne “skygger for hinanden”, 

antallet af tværbrosteder reduceres, og dette i kombination med 

en interferens mellem filamenter og Z-skiven bevirker, at spændingsudviklingen 

nærmer sig nul (fig. 7). 

Vigtigt at bemærke er imidlertid, at i den intakte organisme vil 

muskellængden i høj grad være anatomisk bestemt. Ekstreme 

▲ 

39

40 

Figur 7. Aktiv muskelkraft 

(spænding) ved forskellige 

sarcomerlængder. 

a) Udviklet kraft/spænding. 

b) Arrangement af muskelfilamenter. 

Ved en sarcomerlængde 

på under 2,0 

µm begynder de tynde filamenter 

at overlappe, og 

ved endnu kortere længder 

kommer myosinfilamenterne 

i kontakt med Z-skiven. 

Se tekst for detaljer. NB 

Værdier fra frømuskler. Tilsvarende 

sarcomerlængder 

hos mennesker er en anelse 

større. (Gengivet efter 

Jones and Round (8)). 


a) 

Kraft 

(spænding) 

▲ 

b) 

1 

2 

3 

4 

· 

1,5 

4 3 2 1 

· 

2,0 

· 

2,5 

3,7 

2,2 

2,0 

1,6 

muskellængder med funktionelt betydende afvigelser fra den optimale 

muskellængde forekommer derfor kun i begrænset omfang. 

Kraft-hastigheds-forhold 

Ud over graden af overlapning mellem myosin- og actinfilamenter, 

dvs muskellængden, påvirkes den præsterede kraft eller 

spænding i en muskel af den hastighed, hvormed musklen forkortes 

eller forlænges. 

Det grundlæggende forhold mellem muskelkraft og forkortningshastighed 

(force-velocity) fremgår af fig. 8 og blev fastlagt 

allerede i 1920’erne og 30’erne. 

· 

3,0 

· 

3,5 4,0 

▲ 

Sarcomerlængde 

(µm)

100 · 

75 · 

50 · 

25 · 

% af 

Pmax 

▲ 

0 · . 

25 

. 

50 


albuefleksion 

knæfleksion 

knæekstension 

Figur 8. “Klassisk” force-velocity-kurve. Forholdet mellem kraft (i procent af maksimal 

isometrisk kraft) og muskelforkortningshastighed (i procent af maksimal 

ubelastet forkortningshastighed) for tre muskelsynergier. (Gengivet efter Asmussen 

og Hohwü-Christensen (2)). 

Stiger muskelforkortningshastigheden, falder den udviklede 

kraft hurtigt, indtil afslutningsvis en hastighed nås, hvor ingen 

ydre kraft kan præsteres. Denne hastighed defineres som den 

maksimale hastighed for ubelastet forkortning (Vmax). Tilsvarende 

kaldes den præsterede ydre kraft ved en forkortningshastighed 

på 0 (dvs en isometrisk kontraktion uden bevægelse) Pmax. 

Udtrykkes den præsterede kraft ved en given hastighed som procent 

af Pmax, bliver det muligt at sammenholde force-velocity-relationer 

for muskler af forskellig størrelse og deraf følgende forskelle 

i isometrisk styrke. 

Men hvorfor falder kraften, når hastigheden stiger? Igen ligger 

forklaringen i forhold relateret til tværbrodannelsen mellem actinog 

myosinfilamenter. For det første må det forventes, at antallet 

af aktive eller tilkoblede tværbroer falder med voksende hastighed, 

og for det andet vil den gennemsnitlige kraft udviklet pr 

aktiveret tværbro mindskes. 

Under en isometrisk kontraktion er det almindeligt at antage, at 

ca 80% af de mulige tværbroer på ethvert givet tidspunkt er tilkoblet. 

Forkorter musklen sig imidlertid, og de aktive steder på 

actinfilamenterne passerer myosinhovederne med en vis hastighed, 

nedsættes den tid, der er til rådighed for tværbro-tilkobling, 

væsentligt og bliver mindre og mindre, des hurtigere musklen 

. 

75 

. 

100 

% af Vmax 

▲ 

41

42 


forkorter sig. Antallet af tilkoblede tværbroer bestemmer den 

præsterede muskelspænding, der således altid vil være mindre 

end under den rent isometriske kontraktion og stærkt faldende 

med stigende forkortningshastighed. Medvirkende hertil er som 

nævnt, at den enkelte tværbro i sig selv vil præstere en mindre 

spænding, når musklen forkortes. I fig. 4 ses myosinmolekylet at 

indeholde en eftergivelig (compliant) del - S2. Ved en isometrisk 

kontraktion vil bevægelsen af myosinhovedet udspænde og 

strække den eftergivelige del og dermed udvikle spænding. Sker 

den tilstræbte udspænding af S2-delen imidlertid samtidig med, at 

musklen forkorter sig, vil den modsat rettede bevægelse af actin i 

forhold til myosin imidlertid skubbe eller “krølle S2-delen sammen” 

og dermed reducere den udviklede spænding (jf fig. 4b). 

Af stor interesse i denne sammenhæng er force-velocity-relationen 

for de såkaldte excentriske muskelkontraktioner. Denne type 

kontraktioner er kendetegnet ved udstrækning af en aktivt kontraheret 

muskel og kan fx iagttages i visse af benmusklerne ved 

gang ned ad trapper. I fig. 9 er force-velocity-kurven udvidet med 

en excentrisk del, og det ses, hvorledes den præsterede kraft 

vokser med hastigheden af strækningen, indtil et plateau nås 

med en maksimal excentrisk kraft, som er ca 1,8 gange større 

end musklens maksimale isometriske styrke. 

Forklaringen på disse høje kraft- eller spændingsniveauer under 

excentriske kontraktioner må igen søges på molekylært niveau. 

Figur 9. Force-velocity-kurven “udvidet” med en excentrisk del. Bemærk, at den 

præsterede kraft vokser med hastigheden af strækningen. Se tekst for detaljer. 

(Gengivet efter Jones and Round (8)). 

· 

4 

· 

2 

Kraft 

P/Po 

▲ 

2,0 

· 

0 

1,0 

Strækning Forkortning 

· 

2 

· 

4 

· 

6 

· 

8 

▲ 

Hastighed (muskellængde · sek -1)


Trækkes actinfilamenterne nemlig ud fra myosinfilamenterne i en 

muskel, vil den eftergivelige S2-del i de allerede aktiverede 

tværbroer udspændes i endnu højere grad end under en isometrisk 

kontraktion med en proportional forøgelse af den udviklede 

spænding i de aktive tværbroer til følge (jf fig. 4c). 

Kontraktionsformer: Statiske eller dynamiske 

Muskelkontraktioner, som medfører ændringer eller variation i 

muskellængden, kaldes under ét for dynamiske muskelkontraktioner. 

Begrebet omfatter såvel de nævnte muskelkontraktioner, 

hvor spændingsudviklingen sker under forkortning (de koncentriske 

muskelkontraktioner), som de tilfælde, hvor musklen udvikler 

spænding under forlængelse (excentriske muskelkontraktioner). 

I modsætning hertil benævnes de isometriske muskelkontraktioner, 

hvor muskellængden er uændret under kontraktion, 

for statiske kontraktioner. Ved rent statiske kontraktioner udvikler 

musklen spænding, men udfører i fysisk forstand intet arbejde. I 

den intakte organisme spiller statiske muskelkontraktioner en vigtig 

rolle ved bl.a. at stabilisere og fastholde ledpositioner, fx i den 

almindelige opretstående stilling (de muskler, hvis primære funktion 

er stillingsbevarende, kaldes posturale muskler). Som et væsentligt 

problemområde inden for ergonomien skal nævnes den 

af arbejdsforholdene betingede statiske muskelbelastning. 

Arbejdsbetinget statisk muskelbelastning er karakteriseret ved i 

vid udstrækning at berøre ikke-postural muskulatur dvs muskler, 

der i fysiologisk forstand ikke er “beregnet” til denne kontraktionsform, 

hvilket i sig selv øger risikoen for udvikling af de 

såkaldte muskulære belastningslidelser. 

Under naturligt forekommende bevægelsesmønstre domineret 

af dynamiske muskelkontraktioner (fx gang/løb) er det karakteristisk, 

at en strækning af en aktiveret muskel (excentrisk kontraktion) 

efterfølges direkte af en koncentrisk kontraktion af samme 

muskel. Denne kombination af excentrisk/koncentrisk 

muskelkontraktion repræsenterer en højst effektiv udnyttelse af 

muskelfunktionen og kaldes en “stretch shortening cycle (SSC)” 

(fig. 10). 

Den excentriske kontraktion (forspænding) øger markant 

præstationsevnen i den efterfølgende koncentriske fase. Denne 

positive effekt skyldes dels en reudnyttelse (“genanvendelse”) af 

elastisk energi oplagret i den excentriske fase, dels en refleksbetinget 

lettelse eller potentiering af muskelaktiveringen i den koncentriske 

fase opnået gennem aktivering af muskelreceptorer 

(muskeltene) under forspændingen (se afsnittet “Motorisk kontrol”). 

43

44 

Figur 10. Stretch shortening 

cycle (SSC) under gang. 

Strækning af præ-aktiveret 

muskel (A+B) efterfølges 

direkte af en koncentrisk 

kontraktion (C). (Gengivet 

efter Komi (10)). 


A B C 

Muskelarkitektur 

Strækning Koncentrisk kontraktion 

Musklernes længde-spændings- og force-velocity-forhold, som 

grundlæggende afspejler egenskaber ved den kontraktile mekanisme, 

modificeres eller påvirkes i praksis af muskulaturens arkitektoniske 

opbygning. 

Tre variabler spiller en afgørende rolle: 1. Antallet af sarcomerer 

i serie (muskelfiberlængden), 2. Antallet af parallelt liggende 

sarcomerer eller muskelfibre (proportionalt med musklens 

tværsnitsareal) og endelig 3. Muskelfibrenes orientering i forhold 

til musklens trækretning (pennationsvinklen). 

Evnen til at producere kraft er således relateret til antallet af 

parallelt liggende sarcomerer (tværsnitsarealet), mens muskelforkortningshastigheden 

vokser proportionalt med muskellængden. 

Disse forhold er illustreret i fig. 11. 

For sarcomerer arrangeret i serie (a i fig. 11), vil kraften i hver 

af de intermediære halvsarcomerer være modsatrettet og derfor 

ude af stand til at summeres i fiberens længderetning. I praksis 

indebærer dette, at de intermediære sarcomerer i relation til kraft-

a) 

F3 

F2 F2 F1 F1 F2 F2 F3 


Figur 11. Udviklet kraft i henholdsvis serie- og parallelt 

arrangerede sarcomerer. I de serie-arrangerede sarcomerer (a) 

er kraften i de intermediære halvsarcomerer - F1 og 

F2 - modsatrettede og ude af stand til at summeres i fiberens 

længderetning. Arrangeres samme antal myosin- og actinfilamenter parallelt (b), 

udvikles fire gange så stor isometrisk kraft. (Gengivet efter Jones and Round (8)). 

udvikling modsvarer et stykke snor, som blot forbinder de to sarcomerer 

i hver ende af muskelfiberen. Derimod vil hastigheden 

af muskelforkortningen vokse stærkt med antallet af sarcomerer i 

serie. En muskelfiber bestående af én sarcomer, som forkorter sig 

1 µm på en tiendedel sekund, vil opnå en forkortningshastighed 

på 10 µm . s -1. Øges antallet af serieforbundne sarcomerer til 100, 

fås en muskelforkortningshastighed på 1 mm . s -1, mens forkortningshastigheden 

for en muskel med længden 2,5 cm bestående 

af 10.000 sarcomerer i serie vokser til 10 cm . s -1! Denne nøje 

sammenhæng mellem længde og forkortningshastighed bevirker, 

at muskelforkortningshastigheder ofte udtrykkes som (normaliseres 

til) sarcomer- eller muskellængder pr sekund, før forkortningshastigheder 

for muskler af forskellig længde sammenlignes. 

I modsætning til de serielt forbundne sarcomerer vil parallelt 

liggende sarcomerers (b i fig. 11) forkortningshastighed svare til 

den enkelte sarcomers forkortningshastighed. Den udviklede 

kraft (F) derimod vil kunne forøges og summeres svarende til 

produktet af antallet af parallelt liggende sarcomerer (n) og den 

udviklede kraft i hver sarcomer (f), dvs F = n · f. 

Disse egenskaber optimeres i det funktionelle muskeldesign, 

hvor lange, slanke muskler favoriserer hurtige bevægelser, mens 

korte muskler med stort tværsnitsareal er bedst egnede til høj 

kraftudvikling med et lille energiforbrug. 

I selve arrangementet af muskelfibrene skelnes mellem simple 

eller komplekst pennate (dvs fjerformede) muskler. Den grundlæggende 

muskel-sene-enhed kan herudfra beskrives som et 

parallelogram dannet af muskelfibrene og de senestrøg, hvortil 

fibrene fæster i en mere eller mindre skrå vinkel (den føromtalte 

pennationsvinkel) (fig. 12). Egentlig tenformede muskler med en 

b) 

45

Sene 

Fiber 

Sene 

Seneplade 

Lm 

46 

Fiber 

Figur 12. Muskel-seneenhed. 

Bemærk, at fiberlængden 

(L f ) er proportional 

med, men ikke identisk 

med muskellængden (L m ). 

Se tekst for detaljer. (Gengivet 

efter Kardel (9)). 

b 

Seneplade 

Lf 

α 

λ 

Fiber 

Figur 13. Kompleks pennat 

muskel bestående af to 

parallelogrammer. (Gengivet 

efter Alexander (1)). 

b 

α 


tynd sene i hver ende - den traditionelle muskelopfattelse - er 

således næppe forekommende. 

Definitionsmæssigt er forskellen mellem simple og komplekst 

pennate muskler bestemt af, om hele musklen består af et eller 

flere parallelogrammer (fig. 13). Funktionelt er fordelen ved en 

komplekst pennat struktur, at den tillader placeringen af et stort 

antal parallelt liggende sarcomerer med stort tværsnitsareal og 

dermed stor styrke inden for et begrænset eller givent muskelvolumen. 

Bemærkelsesværdigt og kuriøst er det, at parallelogram-opfattelsen, 

dvs den pennate muskelstruktur, blev beskrevet af danskeren 

Niels Stensen allerede i 1600-tallet, men forkastet og glemt 

og først genoplivet i dette århundrede. I fig. 14 er Niels Stensens 

originale tegning og model fra 1663 placeret sammen med den 

“nye model” fra 1935 (Feneis). 

Figur 14. Stensens originale skitse fra 

1663 og den “moderne” muskelmodel 

(Feneis, 1935). (Gengivet efter 

Kardel (9) og Schmalbruch (15)).

Samspil nervesystem/muskel 

Alle vore bevægelser udløses under normale omstændigheder af 

nerveimpulser fra de motoriske nerver til muskelfibrene. Ved 

depolarisering af nerveenderne, der udbreder sig over et lille 

område af muskelfiberen, afgives acetylcholin til spalterummet 

mellem nerveende og muskelfibermembran. Acetylcholinet bindes 

til receptorer i dette såkaldte motoriske endepladeområde, 

sædvanligvis placeret midt på muskelfiberen, og frembringer via 

hurtige ændringer i Na+ og K+-konduktansen en depolarisering 

af muskelfibermembranen. 

Frigives en tilstrækkelig mængde acetylcholin fra nerveenden, 

når depolariseringen et sådant omfang, at der udløses et aktionspotentiale, 

som helt analogt med nerveimpulsers udbredelse 

langs en nervefiber udbredes over hele den pågældende muskelfiber. 

En afgørende forskel på skeletmuskulatur og andre excitable 

væv er imidlertid, at depolariseringen ikke kun berører overfladen 

af fibrene, men også strækker sig ind i selve muskelfiberen 

gennem T-tubuli-systemet (T = transverse dvs på tværs). T-tubulisystemet 

er i princippet en invagination af overflademembranen, 

der som et rørsystem gennemtrænger muskelcellen. Kvantitativt 

kan betydningen af systemet aflæses i den kendsgerning, at Tsystemets 

overflade er 4,5 til 7 gange større end den samlede 

overflademembrans areal. Via systemet udbredes aktionspotentialet 

ind i muskelcellen og forårsager en frisætning af Ca 2+ fra det 

sarcoplasmatiske reticulum til cellens indre (cytoplasmaet). Den 

cytoplasmatiske koncentration af frit Ca 2+ er som nævnt direkte 

bestemmende for muskelkontraktionen, og de begivenheder, som 

knytter udbredelsen af aktionspotentialer (excitation eller irritation) 

til kontraktion af muskelfiberen, kaldes under ét excitationskontraktions-kobling. 

En vigtig detalje er, at reetableringen af 

muskelfiberens exciterbarhed efter depolarisering, dvs en genoprettelse 

af Na + K + -gradienterne, forudsætter en høj koncentration 

af energikrævende Na + /K + -pumper i muskelfibermembranen. 

Na + /K + -pumpen (Na + /K + -ATPasen) er afgørende for opretholdelsen 

af muskel-membranpotentialet og en evt overskridelse af 

pumpekapaciteten under fx intenst muskelarbejde vil afgørende 

påvirke muskelfiberens exciterbarhed (jf bind II kapitel 3). 

Excitations-kontraktions-kobling 


I fig. 15 illustreres skematisk forbindelsen mellem T-tubuli og det 

sarcoplasmatiske reticulum (SR). SR er et membranbundet organel, 

som dels står i tæt kontakt med T-systemet, dels omslutter 

47

48 

Figur 15. T-tubuli og sarcoplasmatisk 

reticulum (SR). 

Skematisk fremstilling. 

(Gengivet efter Kuorinka et 

al. (11)). 


myosin/actinfilamenterne. Når depolariseringen passerer gennem 

T-rørene, opstår en interaktion med det sarcoplasmatiske reticulum 

resulterende i en frisættelse af Ca 2+ . Det frigjorte Ca 2+ spreder 

sig herpå ved diffusion langs sarcomererne, reagerer med troponin 

(se afsnittet “Kontraktionsmekanismen”) og udløser hermed 

tværbrodannelse og muskelkontraktion. Da diffusionsafstandene 

er korte (ca 1µm), er der tale om en hurtig proces, og tidsforløbet 

fra initieringen af et aktionspotentiale i den motoriske endeplade, 

til den cytoplasmatiske Ca 2+ -koncentration er forøget med en faktor 

1.000, er mindre end et millisekund. 

Da muskelkontraktion er betinget af den forhøjede Ca 2+ -koncentration, 

forudsætter afspænding eller relaksation af muskelcellen, 

at den cytoplasmatiske Ca 2+ -koncentration igen falder til hvileværdien 

dvs ca 10 -8 M. Dette opnås dels via en kontinuerlig 

aktiv Ca 2+ -“pumpe” i SR-membranen, som pumper Ca 2+ tilbage til 

det sarcoplasmatiske reticulum, dels via tilstedeværelse af Ca 2+ - 

bindende proteiner i SR og i cytoplasmaet (calsequestrin og 

parvalbumin). Den totale varighed af en “calcium puls” (dvs hvileværdi 

- forhøjet niveau - hvileværdi) er i gennemsnit omkring 

1/20 sekund i skeletmuskulaturen, men betydelige variationer i 

pulsvarighed og dermed kontraktions/relaksations-hastighed ses 

mellem såkaldte hurtige og langsomme muskelfibre (jf afsnittet 

“Klassificering af motoriske enheder”). 

Hvorledes depolarisering (aktionspotentialer) i T-rørene præcist 

T-tubuli Sarcoplasmatisk 

reticulum 

Ca 2+ 

Ca 2+ 

ATP 

Ca 2+ 

Calcium pumpe 

Ca 2+ - ATPase 

ADP 

Ca 2+ 

Ca 2+ 

T-tubuli

esulterer i en frisættelse af Ca 2+ fra det sarcoplasmatiske reticulum, 

repræsenter et kritisk, men delvist ubesvaret spørgsmål i 

hele excitations-kontraktions-koblingen, og såvel mekanisk som 

kemisk signaloverførsel er nævnt som muligheder. En teoretisk 

mulig mekanisme er knyttet til tilstedeværelsen af “spændingsfølere” 

(voltage sensors) i T-tubuli-membranen. I fig. 16 illustreres, 

hvorledes en depolarisering i T-tubuli via spændingsfølere rent 

mekanisk tænkes at åbne calciumkanaler i SR-membranen, hvorved 

calcium kan diffundere fra hulrummet i det sarcoplasmatiske 

reticulum til cytoplasmaet. 

Motorisk enhed 


I den udviklede muskel forsyner eller innerverer en enkelt motorisk 

forhornscelle i rygmarven (α -neuron) gennem sine axonale 

forgreninger et antal muskelfibre spredt over et område svarende 

til op mod en tredjedel af musklens tværsnitsareal. Innervationen 

er i raske muskler stort set tilfældig, hvilket betyder, at tilstødende 

“nabo”-muskelfibre normalt innerveres af forskellige α -motorneuroner. 

Begrebet motorisk enhed (motor unit) omfatter definiti- 

Figur 16. Teoretisk model for frisættelse af Ca 2+ fra det sarcoplasmatiske reticulum 

(SR). Depolarisering i T-tubuli får såkaldte spændingsfølere (voltage sensors) 

til at bevæge sig udad, hvorved calciumkanaler i SR-membranen åbnes. 

(Gengivet efter Jones and Round (8)). 

T-tubuli hulrum 

T-tubuli 

membran 

SR membran 

Fremadskridende depolarisering 

+ 

+ 

SR hulrum Lagret calcium 

+ 

+ 

- 

Ca 2+ 

49

50 

Figur 17. Motorisk enhed 

(motor unit) omfattende en 

motorisk forhornscelle, 

dens axon med terminale 

forgreninger samt de muskelfibre, 

den innerverer. 

(Gengivet efter Basmajian 

og De Luca (3)). 


onsmæssigt en motorisk forhornscelle, dens axon med terminale 

forgreninger samt de muskelfibre, den innerverer (fig. 17). 

B. Axon 

Rygmarv 

Motorisk forhornscelle 

A. Cellelegeme 

Muskelfibre 

Den motoriske enhed er skeletmuskulaturens mindste funktionelle 

enhed, idet en nerveimpuls fra den motoriske forhornscelle 

medfører en næsten synkron aktivering af alle muskelfibrene i 

den pågældende enhed. Som nævnt i indledningen er den motoriske 

enhed nøgleelementet i den nervøse kontrol af muskelkontraktion/bevægelse, 

ofte refereret til som: “det endelige fælles 

led” (the final common pathway) for udførelsen af al motorisk 

adfærd. 

Antallet af muskelfibre i en enkelt motorisk enhed kan variere 

stærkt fra omkring 15 til 1.900. Det antages ofte, at specielt muskler 

karakteriseret ved krav om fine detaljerede bevægelser og 

nøje graderede kontraktioner (fx øjenmuskler) generelt består af 

motoriske enheder med relativt få fibre pr enhed. Antagelsen 

synes imidlertid baseret på en begrænset dokumentation. 

Ud over forskelle i antallet af fibre pr enhed adskiller motoriske 

enheder sig med hensyn til kontraktile egenskaber (kontraktionshastighed, 

modstandskraft mod træthed etc), ligesom muskelfibrene 

i en given motorisk enhed histokemisk og fysiologisk er af 

samme type. En egentlig inddeling eller klassificering af motori-

ske enheder baseret på såvel funktionelle forskelle som histokemiske 

eller biokemiske analyser af muskelfibre er etableret (se 

afsnittet “Klassificering af motoriske enheder”). 

Kraftregulering 

Kontrolleret motorisk adfærd forudsætter en regulering af 

muskelkraften fra diskrete, næsten umærkelige kontraktioner til 

maksimal muskelkontraktion. Nervesystemets præcise gradering 

af muskelkontraktionens styrke er hovedsageligt baseret på to 

mekanismer: 1. Ændringer i stimulerings- eller fyringsfrekvens af 

aktionspotentialer (rate coding) og 2. Ændringer i antallet af aktive 

motoriske enheder (recruitment). 

Stimuleres en muskel (enkelt fiber, motorisk enhed eller hele 

musklen) med et aktionspotentiale, udløses en såkaldt twitch. 

Twitchen repræsenterer musklens mekaniske respons på en 

enkelt stimulus, og kraft-tids-profilen i en twitch karakteriseres 

ved tre enkeltmål: Kontraktionstiden (time to peak tension), dvs 

tiden det tager for spændingen at nå sit maksimum, peak- eller 

spidskraften og endelig tiden fra peak-kraften til det tidspunkt, 

hvor kraften er faldet til halvdelen af peak-værdien (1/2 afslapningstid 

eller 1/2 relaxation time). Se fig. 18. 

Figur 18. Muskel-“twitch” karakteriseret ved tre enkeltmål: Kontraktionstid (CT), 

peak- eller spidskraft (peak force) og 1/2 afslapningstid (1/2 relaxation time, RT). 

Se teksten. (Gengivet efter Enoka (4)). 

Peakkraft 

CT 1/2 RT 


Stimuleres musklen igen - inden afslapning er genoprettet dvs i 

den såkaldte aktive fase - summeres det mekaniske svar, og den 

udviklede kraft bliver større end efter en enkelt stimulus. Forøges 

antallet af stimuli pr sekund, ses en samtidig forøgelse af den 

mekaniske spænding, og kraftprofilen ændrer form fra et “savtakket” 

forløb, til et plateau nås, hvor spændingen ikke længere 

øges ved en forøget stimuleringsfrekvens, og musklen siges at 

være i tetanus (fig. 19). 

51

▲ 

3 · 

2 · 

1 · 

Relativ 

spænding 

A 

Twitch 

100 

200 

B 

Figur 19. Forøget relativ 

muskelspænding ved successivt 

stigende stimuleringsfrekvens. 

Figuren illustrerer 

et forløb fra enkelt 

stimulus (twitch respons, 

yderst til venstre) over 

summation til fuldstændig 

tetanus (stimuleringsfrekvens 

100 stimuli (S) pr 

sekund). (Gengivet efter 

Luciano et al. (12)). 

Figur 20. Regulering af 

muskelkraft gennem aktivering 

af flere motoriske 

enheder (rekruttering). Små 

motoriske enheder rekrutteres 

først, mens store 

motoriske enheder aktiveres 

ved høje kraftniveauer. 

(Gengivet efter Jones and 

Round (8)). 

Summation 

· · · 

· · · · · · · · 

300 400 500 

600 700 

C 

800 900 

Tetanus 

s s s s s s sssssssssssssssssssssssssssssssss 

Kraft Store 

▲ 

hurtige 

enheder 

Små langsomme 

enheder 

▲ 

Antal rekrutterede enheder 

1.000 

Den forøgede mekaniske spænding ved repetitiv stimulering 

kan relateres til en vedligeholdt høj Ca 2+ -koncentration omkring 

myosin/actinfilamenterne. Herved forlænges den tid, hvor 

tværbroerne er aktive; elastiske komponenter i musklen kan nu 

strækkes helt ud, og optimal spændingsudvikling opnås. Relativt 

betragtet varierer forholdet mellem den maksimale kraftudvikling 

ved en enkelt twitch og den maksimale tetaniske kraft mellem 

1:1,5 og 1:10, dvs kraftudviklingen ved en fuldstændig tetanus vil 

være fra 1/2 til 10 gange større end ved en enkelt twitch. 

Ud over disse ændringer i twitch-tetanus-forholdet på grund af 

øget stimulerings/fyrings-frekvens kan den totale muskelkraft 

øges gennem aktivering af flere motoriske enheder (rekruttering). 

Ved svage kontraktioner rekrutteres i første omgang små motoriske 

enheder med et meget beskedent kraftbidrag. Øges muskelaktiveringen, 

rekrutteres successivt større og større motoriske 

enheder. Denne størrelsesbestemte rekruttering er først beskrevet 

af Henneman og kaldes “Hennemans størrelses-princip”. Den 

funktionelle betydning af princippet er en trinvis forøgelse af 

muskelkraften: Ved svage kontraktioner er trinene små (små 

motoriske enheder) og kraftforøgelsen forholdsvis glat, mens der 

ved højere kontraktionsniveauer sker tydelige spring i kraftudviklingen, 

hvorved den præcise kontrol over kraftudviklingen reduceres 

betragteligt (fig. 20). Baggrunden for “størrelses-princippet” 

er en differentieret aktivering af de respektive motorneuroner i 

rygmarven. Motorneuronerne i de små motor units har en lavere 

aktiveringstærskel og en stærkere synaptisk excitation end motorneuronerne 

i de store enheder og vil derfor blive aktiveret først. 

Størrelses-princippet er, som det fremgår, en generel beskrivelse 

af et hyppigt forekommende aktiveringsmønster. I praksis 

optræder imidlertid afvigelser fra princippet. Specielt i situationer, 

som stiller usædvanlige krav til den motoriske adfærd, fx hurtige 

bevægelser eller kontrollerede excentriske kontraktioner, ses et 

▲ 

Tid (ms)

andet evt omvendt rekrutteringsmønster, og man taler om måleller 

opgave-relateret rekruttering. 

Det skal understreges, at de to metoder til kraftregulering - 

rekruttering og fyringsfrekvensøgning - er samtidigt forekommende 

processer. Den relative betydning af de to metoder er imidlertid 

forskellig ved forskellige kraftniveauer, ligesom der ses store 

variationer mellem individuelle muskler og muskelgrupper. Tilsyneladende 

benytter små muskler (fx håndens muskler) primært 

frekvensændringer for at regulere muskelkraften, mens ændret 

rekrutteringsgrad dominerer i de store ekstremitetsmuskler. Ved 

en successiv øgning af muskelkraften er rekruttering af nye motoriske 

enheder således afsluttet ved ca 50% af maksimal kraft i 

små muskelgrupper, men fortsætter helt op til 90-100% af maksimal 

kraft i de større muskler. Det er sandsynligt, at forskellen er 

bestemt af behovet for en mere præcis og kontrolleret kraftudvikling 

i de små muskelgrupper. 

Nervesystemets kontrol/regulering af kraftudviklingen er således 

mere varieret og kompleks, end det umiddelbart fremstår. To 

fænomener kan tjene som illustration. Stimuleres en motorisk 

enhed med en given gennemsnitlig fyringsfrekvens, fx 20 impulser 

pr sekund, vil en meget kort afstand mellem de to første aktionspotentialer 

- en såkaldt doublet - medføre en markant forøget 

kraftudvikling (på engelsk kaldet: the catch property of muscle). 

Tilsvarende ses kraftudviklingen i en twitch i visse situationer at 

være forøget efter en forudgående kontraktion, dvs de samme 

elektriske stimuli medfører nu en øget kraftudvikling. Denne 

såkaldte twitch potentiation (forstærkning) er, skønt relativt 

dårligt undersøgt, af væsentlig betydning for et optimalt samspil 

mellem nervesystem og muskel under langvarige, udtrættende 

muskelkontraktioner. 

Klassificering af motoriske enheder 


Motoriske enheder klassificeres eller inddeles på baggrund af 

karakteristiske funktionelle eller fysiologiske parametre som fx 

kontraktionshastighed (time to peak tension) og modstandskraft 

mod træthed. Parallelt med denne direkte funktionelle inddeling 

er motoriske enheder søgt klassificeret ud fra en histokemisk/biokemisk 

analyse af muskelfibrene i en given motorisk enhed. 

Trods en stor grad af overlapning mellem fysiologiske (funktionelle) 

egenskaber i den motoriske enhed og histo- eller biokemiske 

karakteristika ved muskelfibrene i den pågældende enhed, 

har den samtidige anvendelse af såvel direkte som indirekte inddelingskriterier 

medført en vis uklarhed. 

En funktionel/fysiologisk inddeling af motoriske enheder i kat- 

53

54 


temuskler ud fra kontraktionshastighed og modstandskraft mod 

træthed resulterer i tre grupper: langsomme (slow twitch, ST), 

hurtige, træthedsresistente (fast twitch fatigue resistant, FR) og 

hurtige, let udtrætbare (fast twitch fatigueable, FF). 

Hovedkriteriet for en inddeling i langsomme henholdsvis hurtige 

motoriske enheder er som nævnt kontraktionshastigheden. 

Sammenlignes langsomme og hurtige motoriske enheder, ses 

afledt heraf en række karakteristiske forskelle (fig. 21). Såvel 

“time to peak tension” som 1/2-relaksationstid (jf afsnittet “Kraftregulering”) 

er langsommere i en slow twitch-enhed, mens fusionsfrekvensen, 

dvs den innervationsfrekvens, som resulterer i tetanus, 

er højere i en fast twitch-enhed. Den videre klassificering i 

relation til modstandskraft mod træthed foretages ud fra en standardiseret 

træthedstest; evt kan en stimuleringsprotokol, som 

medfører en vedligeholdt tetanus af 2-6 min.’s varighed, anvendes. 

Forholdet mellem den initiale peak kraft og peak kraften 

efter 2 min. kaldes “træthedsindeks” og vil typisk være >0,75 i de 

træthedsresistente motoriske enheder (type S og FR), men

200 Hz 

100 Hz 

50 Hz 

20 Hz 

10 Hz 

5 Hz 

1 Hz 

a) Soleus b) EDL 

1s 

Katte/gnaver muskler: 

Direkte Indirekte 

S (slow twitch) SO (slow oxidative) 

200 Hz 

100 Hz 

75 Hz 

50 Hz 

20 Hz 

10 Hz 

1 Hz 

FR (fast twitch fatigue resistant) FOG (fast oxidative/glycolytic) 

FF (fast twitch fatigueable) FG (fast glycolytic) 

Tabel 1. Klassificering af motoriske enheder ud fra henholdsvis funktionelle 

egenskaber (direkte klassificering) og fibertype-karakteristika 

(indirekte klassificering). 

Humane muskler: 

55 

Indirekte Indirekte 

Figur 21. Kraftudvikling 

ved varierende stimuleringsfrekvens 

(1 til 200 Hz) 

i muskler domineret af 

henholdsvis langsomme, 

slow twitch motoriske 

enheder (a - soleus) og 

hurtige, fast twitch motoriske 

enheder (b - extensor 

digitorum longus). (Isolerede 

muskler fra mus). (Gengivet 

efter Jones and Round 

(8)). 

Type I ST (slow twitch) 

Type IIA FTa (fast twitch a) 

Type IIB FTb (fast twitch b)

56 


ningen. Eksistensen af en bred vifte af isoformer med forskellige 

fysiologiske karakteristika antyder, at muskelfiber-sammensætningen 

i en muskel snarere end et tre-delt system udgøres af et 

bredt kontinuum af fibertyper. Den nervøse aktivering af musklen 

bliver herefter bestemmende for, hvilken speciel genetisk kombination 

og dermed isoform som primært kommer til udtryk. 

Motorisk kontrol 

Menneskets kontrol af bevægelser kan anskues som et hierarkisk 

system til styring af effekt-organet: den motoriske enhed. Basisniveauet 

udgøres af et antal simple reflekser og stereotype 

bevægelsesmønstre (fx gangbevægelser). Disse basiselementer, 

som er medfødte eller “genetisk programmerede” og dermed 

ikke fordrer egentlig indlæring, fungerer som byggestene (subrutiner) 

for komplicerede, indlærte bevægelser, der styres fra 

højere niveauer i hjernen. I selve opbygnings- eller etableringsfasen 

af disse komplekse motoriske programmer til styring af subrutinerne 

forudsættes en præcis strategi eller indlæringsprocedure. 

Udgangspunktet for en logisk programopbygning er, at endemålet, 

“Sollwert” (det der skal være fx et løft af en kop) sammenlignes 

med det rent faktiske forløb, “Istwert” (dvs det der er). Det 

rent faktiske forløb (Istwert) meddeles via sensoriske receptorer 

tilbage til hjernen, hvor det ønskede og det opnåede resultat 

sammenlignes, og forskellen kan vurderes. Kernen i etablering af 

et egentligt program er nu baseret på at lagre eller gemme netop 

den aktiveringsprocedure, der bedst eliminerer differencen, således 

at Istwert nærmer sig Sollwert. 

Ved langsomme bevægelser kan sammenligningen finde sted 

kontinuerligt, og man taler om “closed loop” kontrol, hvor feedback 

fra periferien kan benyttes til korrektion, mens bevægelsen 

rent faktisk foregår. Er bevægelserne hurtige, fx skrivemaskineanslag, 

vil et sensorisk feedback først nå de højere nervøse centre, 

efter at bevægelsen de facto er afsluttet. Disse såkaldte ballistiske 

bevægelser må nødvendigvis være forprogrammerede, og 

funktionen af den sensoriske tilbagekobling i indlæringsprocessen 

bliver at justere programmet inden næste gentagelse. 

Bevægelsen kontrolleres her i et “open loop” system, hvor princippet 

er “feed-forward” i modsætning til “feedback” kontrol. 

I fig. 22 er de opridsede elementer i den motoriske kontrol 

angivet skematisk. Den specielle præcisering af kropsholdning 

eller posture i skemaet pointerer, at specielt for det opretstående,

Sensorisk feedback 

Kropsholdning 

Bevægelseshastighed/retning 

Istwert 

"Spinale reflekser" 

tobenede menneske er opretholdelsen af en vel balanceret stilling 

en vigtig del af alle motoriske programmer. 

To nøgleelementer i modellen i øvrigt skal fremhæves. Dels 

betydningen af den sensoriske information eller feedback fra 

musklerne selv (se afsnittet “Muskel-seneten”), dels eksistensen af 

en veldefineret “comparator”, hvor Sollwert og Istwert sammenholdes, 

og som anatomisk i vid udstrækning er identisk med 

cerebellum (lillehjernen) (se afsnittet “Udførelse af bevægelser”). 

Muskel-seneten: Reflekser og sensorisk feedback 


Målrettet bevægelsesplan 

Sollwert 

Comparator 

W 

Motorisk program 

Det sensoriske feedback med information om muskellængde og 

-spænding, leddenes position osv har to vigtige funktioner i den 

motoriske kontrol. Muskelkontraktionen influeres direkte via 

såkaldte “proprioceptive” refleksbaner, og samtidig sendes information 

gennem ascenderende baner til cerebellum og dele af 

storhjernens cortex. To sanseorganer i selve muskulaturen: 

muskel- og seneten er af speciel betydning. 

Muskeltenene findes fordelt i hele muskelbugen og formidler 

information om såvel muskellængde som tidsmæssige ændringer 

i muskellængden. Hver muskelten består af 3-12 højt specialiserede 

muskelfibre indeholdt i en bindevævskapsel. Disse såkaldte 

57 

Figur 22. Skematisk fremstilling 

af hovedelementerne 

i motorisk kontrol og 

“programopbygning”. 

(Gengivet efter Hultborn 

(7)).

58 

Motorisk 

Figur 23. Muskeltenen. 

Bemærk placeringen parallelt 

med de ekstrafusale 

fibre og den dobbelte 

innervation af muskeltenen 

med henholdsvis motoriske 

og sensoriske nerver. 

(Gengivet efter Guyton 

(5)). 


intrafusale (dvs inde i kapslen) fibre er anatomisk placeret parallelt 

med den store majoritet af “normale” eller ekstrafusale 

muskelfibre. I fig. 23 er vist muskeltenen og dens placering i forhold 

til de ekstrafusale fibre. Samtidig fremgår den dobbelte 

innervation af muskeltenen med henholdsvis sensoriske og motoriske 

nerver, som er af væsentlig betydning for muskeltenens 

funktion. 

∝ γ Ia II γ 

14µ 5µ 

17µ 8µ 5µ 

Kapsel 

Væskefyldt 

hulrum 

1 cm 

Sensorisk Motorisk 

Intrafusale 

fibre 

Ekstrafusale 

fibre 

Det adækvate irritament, som aktiverer muskeltenen, er en 

udstrækning af den receptoriske midterdel. Aktivering kan, som 

det fremgår af figuren, finde sted dels ved en udstrækning af den 

muskel, hvori muskeltenen er placeret, dels ved en stimulering af 

de motoriske γ -nerver til muskeltenens endeområder, hvorved de 

intrafusale muskelfibre kontraheres. En underinddeling af de 

intrafusale fibre i henholdsvis bag- og chain-fibre med hver deres 

sensoriske innervation (type Ia og II afferenter, se fig. 23) er baggrunden 

for muskeltenens evne til at videregive differentieret 

information om enten absolut muskellængde (via type II afferenterne) 

eller længdeforandringer/hastighed (via type Ia afferenterne). 

Den reflektoriske betydning af muskeltenen kendes fra strækrefleksen. 

En passiv strækning af en muskel fører til stimulation af 

Ia afferenterne, som har direkte excitatorisk kontakt med de α - 

motorneuroner i rygmarven, som innerverer musklen. Samtidig 

udløses - via et interneuron - en hæmning af den antagonistiske 

muskel. Stimulering af Ia afferenterne resulterer på denne måde i

en forøget muskelkontraktion i den udstrakte muskel, således at 

udstrækningen modvirkes. 

Under voluntær (frivillig) kontraktion vil systemet således forsøge 

at holde muskellængden “konstant” på trods af belastningsændringer. 

Interessant er det imidlertid, at der hos en normal person 

i hvile ikke forekommer toniske strækreflekser. Det vil sige, 

at en passiv muskeludspænding ikke forårsager muskelkontraktion. 

(Den eneste undtagelse er den såkaldte patellarrefleks, hvor 

et kortvarigt slag på senen på grund af den meget hurtige længdeforøgelse 

af musklen udløser en refleksmæssig kontraktion). 

Under visse typer af bevægelse er muskeltenens følsomhed imidlertid 

“skruet op”, og strækrefleksen får en vigtig funktionel 

betydning. Denne mulighed for at regulere strækrefleksens styrke 

illustrerer, at muskeltenen ikke blot er en “passiv” receptor. Bl.a. 

via de motoriske γ -nerver til muskeltenens ender kan de intrafusale 

fibres længde - og dermed receptorområdets følsomhed - 

graderes og tilpasses varierende behov for en forøget henholdsvis 

formindsket muskelkontraktion. Et illustrativt eksempel er den 

såkaldte “belastningskompenserende servo-styring” af muskelkontraktioner. 

Normalt aktiveres α - og γ -motorneuroner samtidigt og 

parallelt under udførelsen af voluntære bevægelser fx løft af en 

kasse. Forløber bevægelsen (muskelforkortningen) som planlagt, 

vil de intra- og ekstrafusale fibre forkortes med samme hastighed, 

og det sensoriske feedback vil være konstant. Er kassen imidlertid 

tungere end estimeret, vil kontraktionskraften ikke være tilstrækkelig, 

og kun de intrafusale fibre vil forkorte sig; herved 

udløses imidlertid en belastningskompenserende strækrefleks, 

som øger kontraktionskraften i de normale/ekstrafusale fibre. 

Senetene (Golgi seneorganer) er indkapslede sanseorganer placeret 

i musklens senefæste (fig. 24). I gennemsnit er ca 10-15 

muskelfibre forbundet med hvert Golgi seneorgan. Innervation af 

senetenen udgøres af type Ib afferenter, og i modsætning til 

muskeltenen registrerer og reagerer seneorganet på spændingseller 

kraftudvikling i de tilkoblede muskelfibre. 

Muskel 

Nerve fiber 


Sene 

59 

Figur 24. Golgi seneorgan, 

senetenen, lokaliseret til 

musklens senehæfte og 

placeret i direkte forlængelse 

af de ekstrafusale fibre. 

(gengivet efter Guyton (5)).

60 


Koblingsmønstret for de sensoriske nerver fra senetenen resulterer 

i, at der via et interneuron udøves en reflektorisk hæmning 

af motorneuronerne til den muskel, hvor senetenen er placeret, 

og en reciprok excitation af antagonistens motorneuroner. Golgi 

seneorganet er uhyre følsomt, og kraftudviklingen fra én eneste 

motorisk enhed er nok til at blive registreret; rygmarven og hjernen 

bliver således kontinuerligt informeret om musklernes kontraktionskraft. 

Funktionelt er en afgørende rolle for senetenen at 

medvirke til en ensartet fordeling af musklens spændingsudvikling 

på mange forskellige muskelfibre. Princippet er, at fibre eller 

motoriske enheder med for stor spænding hæmmes, mens de, 

der udøver for lidt spænding, fremmes, fordi reflekshæmningen 

fjernes. Her er med andre ord tale om et vigtigt beskyttelsessystem, 

som ideelt set reducerer eller modvirker sandsynligheden 

for en kritisk overbelastning og ødelæggelse af enkelte muskelfibre. 

Samspillet muskel/seneten. Det synes indlysende, at reflekser 

udløst fra muskel/seneten i mange tilfælde vil modvirke hinanden. 

Eksempelvis vil en forøget ydre belastning under muskelkontraktion 

samtidig forlænge musklen og øge spændingen i de 

enkelte fibre. Muskeltensystemet vil i dette tilfælde søge at forøge 

kontraktionskraften for at opretholde muskellængden, mens 

senetenene vil hæmme muskelkontraktionen for at få den oprindelige 

spænding tilbage. 

I andre tilfælde vil reflekserne virke sammen. Under langvarige, 

vedholdende muskelkontraktioner med en konstant ydre belastning 

vil træthed bevirke, at det fx bliver sværere og sværere at 

holde en tung byrde. Muskelkraften formindskes, og byrden får 

nu musklen til at forlænges. Resultatet bliver, at senetenenes 

hæmning af motorneuronerne mindskes, og muskeltenens excitation 

af samme motorneuroner fremmes, hvorved den opståede 

muskeltræthed kompenseres. Nyere undersøgelser antyder imidlertid, 

at denne traditionelle opfattelse af muskeltensystemet som 

en effektiv mekanisme til at kompensere for muskeltræthed er en 

simplificering. Under vedvarende isometrisk muskelkontraktion 

med konstant ydre kraft er påvist en progressiv reduktion af 

impulsaktiviteten i afferenter fra muskeltenene. I denne situation 

synes det gradvise bortfald af muskeltenenes excitation af α - 

motorneuronerne at bidrage til de stigende problemer og den 

oplevede anstrengelse ved at holde muskelkraften konstant 

under indsættende træthed. 

Den funktionelle betydning af reflekser fra muskel/seneten er 

således langtfra entydig. Kompleksiteten forøges, fordi information 

fra de to reflektoriske systemer tilsyneladende “redigeres” og 

behandles selektivt af højere nervøse centre, som enten kan

fremme eller undertrykker det afferente input alt efter den aktuelle 

karakter af de motoriske opgaver. 

Udførelse af bevægelser 

Som nævnt er den “sammenligningsenhed” eller “comparator”, 

som bl.a. på baggrund af information fra muskel- og senetene 

sammenholder ønskede bevægelsesmål med det reelle resultat, 

anatomisk placeret i lillehjernen (cerebellum). Cerebellums funktion 

er derfor af afgørende betydning i eksisterende forestillinger 

om, hvordan bevægelser planlægges, udføres og kontrolleres. 

Fig. 25 giver en sammenfattende skitse over nugældende teorier 

vedr. styring af voluntære bevægelser. Motivationen/intentionen 

om at udføre en bevægelse opstår i det limbiske system. Den 

overordnede målrettede plan (idé) om bevægelsen findes repræsenteret 

i storhjernens “associations-cortex”. Et detaljeret motorisk 

program udformes på vejen over laterale dele af cerebellum 

og/eller de basale ganglier til motor-cortex, idet der “trækkes” på 

indlærte, automatiske bevægelsesmønstre eller rutiner indprogrammeret 

i cerebellum-hemisfærerne. Under bevægelsens 

udførelse - forløbet fra “motor-cortex” til “bevægelse” på figuren - 

fungerer de intermediære dele af cerebellum som “comparator”. 

Her modtages information om de aktuelle motoriske styresignaler 

(ofte kaldet efference copy). Denne “kopi”, som ankommer til 

cerebellum, inden bevægelsen er påbegyndt, kan under bevægelsens 

udførelse sammenholdes med den aktuelle tilstand i periferien 

(Istwert) - formidlet via somatosensorisk feedback - og danne 

grundlag for eventuelle justeringssignaler. 

Med til billedet hører en kort redegørelse for de højere nervøse 

Intention 

PLAN 

Basale 

ganglier 

Associations-cortex Motor-cortex 

Laterale 

cerebellum 


UDFØRELSE 

“Intermediære 

cerebellum” 

Bevægelse 

Somatosensorisk input 

61 

Figur 25. Teoretisk skitse 

over strukturer involveret i 

planlægning og kontrol af 

voluntære bevægelser. Se 

tekst for detaljer. (Gengivet 

efter Hultborn (7)).

62 


centres rent faktiske styring af de simple reflekser og aktiviteten i 

motorneuronerne. Det vil sige den praktiske, operationelle formidling 

af styrings- og justeringssignaler, som er forudsætningen 

for, at højere nervøse centre kan “gribe ind” på et lavere niveau i 

rygmarven. Fig. 26 illustrerer konvergens-systemet, hvorved forstås, 

at motorneuroner i vid udstrækning aktiveres via interneuroner, 

som samtidig påvirkes af højere nervøse centre og sensoriske 

afferenter. Optimal aktivering af interneuronet forudsætter 

således, at begge excitatoriske input er til stede samtidig, hvilket 

kan tolkes som enten en sensorisk forstærkning af et højere nervøst 

signal eller en højere nervøs fremning af en simpel refleks. 

A B C 

Interneuron 

Baner fra hjernen 

Refleksbaner Motorneuron 

Muskel 

Figur 26. I A illustreres direkte og indirekte synaptiske forbindelser til motorneuronet 

fra hjernen og sensoriske afferenter (refleksbaner). I B og C fremhæves 

konvergensprincippet. Motorneuronet aktiveres indirekte via interneuroner, som 

er under samtidig påvirkning af højere nervøse centre og sensoriske afferenter. 

(Gengivet efter Hultborn (7)). 

Et andet praktisk eksempel på konvergensprincippet, med stor 

praktisk betydning, er vist i fig. 27. Motoriske nerver afgiver i 

rygmarven små udløbere (kollateraler), der løber “tilbage” og via 

hæmmende interneuroner (Renshaw-celler) så at sige bremser sig 

selv. Fænomenet kaldes negativ tilbagekobling. Renshaw-cellerne 

påvirkes imidlertid også af højere nervøse centre, hvorved den 

negative tilbagekobling kan enten fremmes eller hæmmes. Funktionelt 

er fordelen, at samme styringssignal til et α -motorneuron 

kan give vidt forskellig muskelkraft afhængigt af, om Renshawcellerne 

er fremmede eller hæmmede. Billedligt kan fordelen 

sammenlignes med, at brugen af en separat kontrollerbar bremse

og speeder i en bil tillader en langt hurtigere og mere præcis 

hastighedsændring end kun en speeder. 

Afslutningsvis skal præciseres, at kompleksiteten i den motoriske 

kontrol samtidig repræsenterer en indbygget mulighed/sandsynlighed 

for, at fejl kan opstå. I en hierarkisk struktur, hvor 

motivation/intention i det limbiske system skal omsættes til 

voluntær bevægelse - og hvor posturale krav og reflektoriske 

beskyttelsesmekanismer skal inkorporeres på en hensigtsmæssig 

måde - er risikoen for mistolkninger åbenbar. Specielt ud fra en 

ergonomisk/arbejdsmedicinsk synsvinkel er der grund til at fremhæve 

den engelske fysiolog R.H.T. Edwards teori om “improper” 

eller uhensigtsmæssig “motor control” som en afgørende faktor i 

mange arbejdsbetingede bevægeapparatsygdomme. Ved 

uhensigtsmæssig motor control skal forstås, at komplekse evt 

modstridende krav til postural balance og udførelse af “unaturlige” 

(ufysiologiske) bevægelsesmønstre i et industrielt arbejdsmiljø 

påvirker finjusteringen af den motoriske kontrol. Resultatet kan 

blive en konstant, uhensigtsmæssig aktivering og overbelastning 

eller ødelæggelse af enkelte muskelfibre. 

Litteratur 


1. Alexander RM. Animal mechanics. 2nd ed. Oxford: Blackwell 

Scientific, 1983. 

2. Asmussen E, Hohwü-Christensen E. Idrætsteori. 2nd ed. 

København: Akademisk forlag. Universitetsforlaget i København, 

1980. 

3. Basmajian JV, De Luca CJ. Muscles alive. Their functions 

revealed by electromyography. 5th ed. Baltimore: Williams & 

Wilkins, 1985. 

4. Enoka RM. Neuromechanical basis of kinesiology. 

Champaign, Illinois: Human Kinetics Books, 1988. 

5. Guyton AC. Basic neuroscience. Anatomy & physiology. 2nd 

ed. Philadelphia: W.B. Saunders Company, 1991. 

6. Hagbarth KE. Microneurography and applications to issues of 

motor control: Fifth annual Stewart Reiner memorial 

Lecture. Muscle Nerve, 1983; 16: 693-705. 

7. Hultborn H. Motoriske funktioner. In: Crone C, Bindslev N, 

Engberg I, Garby L, Hultborn H, Saltin B. eds. Fysiologi. 

København Århus Odense: FADL’s Forlag, 1991:141-171. 

8. Jones DA, Round JM. Skeletal muscle in health and disease. 

A textbook of muscle physiology. Manchester: Manchester 


63 

Figur 27. Negativ tilbagekobling. 

Øverst: Aktivering af motoriske 

enheder begrænses 

eller reduceres via såkaldte 

“Renshaw-celler”. 

Nederst: Samme styringssignal 

(eller input til til motorneuronerne) 

kan resultere i 

vidt forskellig muskelkraft 

(output) afhængigt af, om 

Renshaw-cellernes aktivitet 

er fremmet eller hæmmet. 

(Gengivet efter Hultborn 

(7)). 

Descenderende 

styringssignal 

Muskelkraft 

Muskelkraft 

– + 

inhibition 

facilitation (excitation) 

Med inhibition 

af Renshaw-celler 

Med facilitation 

af Renshaw-celler 

Descenderende styringssignal

64 


9. Kardel T. Niels Stensen’s muskelteori genopdaget. Et videnskabeligt 

gennembrud med forsinkelser. Naturens Verden 

1991;453. 

10. Komi PV. Neuromuscular biomechanics: Selective correlates 

between structure and function. In: Mæhlum S, Nilsson S, 

Renström P. eds. An update on sports medicine. Proceedings 

from the second Scandinavian conference in sports medicine. 

Oslo: Danish and Norwegian Sports Medicine Associations 

and Swedish Society of Sports , 1987:60-78. 

11. Kuorinka I, Jonsson B, Jørgensen K, et al. Arbetsrelaterade 

sjukdomar i rörelseorganen - förekomst, orsaker och förebyggende. 

En kundskaps- och problemöversikt. Copenhagen: 

Nordisk Ministerraad, 1990. 

12. Luciano DS, Vander AJ, Sherman JH. Human anatomy and 

physiology. Structure and function. New York: McGraw-Hill 

Book Company, 1983. 

13. Mulvany M. Muskelfunktionen. In: Crone C, Bindslev N, 

Engberg I, Garby L, Hultborn H, Saltin B. eds. Fysiologi. 

København Århus Odense: FADL’s Forlag, 1991:73-91. 

14. Pitman MI, Peterson L. Biomechanics of skeletal muscle. In: 

Nordin M, Frankel VH. eds. Basic biomechanics of the 

musculoskeletal system. Philadelphia, London: Lea & Febiger, 

1989:89-111. 

15. Schmalbruch H. Skeletal muscle. In: Handbook of microscopic 

anatomy. Berlin: Springer-Verlag, 1985.

KAPITEL 3 

Biomekanik 

Gisela Sjøgaard

66 

Biomekanik 

Biomekanik 

Biomekanik er en tværfaglig disciplin, der anvender lovene fra 

den mekaniske fysik og koncepter fra ingeniørfagene for at 

beskrive bevægelser af forskellige biologiske væv samt de kræfter, 

der påvirker dem. I nærværende kapitel vil der udelukkende 

blive omtalt biomekanik, der vedrører menneskets bevægeapparat. 

De anvendte aspekter af dette fagområde er mangfoldige og 

har interesse for så forskellige områder som bl.a. ortopædi, idræt, 

rehabilitering og arbejdsmiljø. De fysiske og biologiske principper 

er de samme for alle typer af bevægelser, selvom bevægelserne 

kan være yderst forskellige, som fx gang hos en handicappet, 

højdespring udført af en elite-idrætsudøver eller tunge løft i 

erhvervslivet. Erfaringer og viden fra ét område kan ofte umiddelbart 

overføres til andre anvendelsesområder. 

Ud over den mekaniske fysik er antropometri et afgørende 

grundlag for biomekaniske beregninger og vurderinger. Antropometri 

er en væsentlig del af antropologien og er læren om menneskets 

dimensioner, dvs størrelse og vægt samt proportioner af 

de forskellige legemsdele. Denne viden har endvidere stor betydning 

ved udformning og indretning af arbejdspladser, da disse 

skal tilpasses de mennesker, som skal arbejde der. Ligeledes bør 

denne viden tages i anvendelse ved design af håndværktøj samt 

ved maskindesign. 

Ved hjælp af biomekanikken kan man analysere, hvorledes 

bevægeapparatet belastes af forskellige former for ydre arbejde. 

Men også de indre kræfter, som præsteres af musklerne, kan inddrages 

i beregningerne og i udviklingen af biomekaniske modeller. 

Muskelkræfter kan måles indirekte ud fra musklernes elektriske 

aktivitet (EMG) under kontraktionen i kombination med en 

fysiologisk EMG-kraft-kalibrering. Biomekaniske modeller tillader 

at generalisere og forudsige belastninger ved forskellige arbejdssituationer. 

Vurderingen af belastningen sker så på baggrund af 

vores viden om de forskellige vævs funktion og styrke, som de er 

omtalt i de foregående kapitler. Herved bliver biomekanik et vig-

tigt redskab i optimering af præstation og arbejdsbelastning samt 

i forebyggelse af bevægeapparatbesvær og -skader. 

Mekanisk fysik 

Biomekanik 

De mest centrale fysiske love for biomekanikken er Newtons tre 

love. 

Newtons 1. lov også kaldet inertiens lov: Et legeme, der 

befinder sig i hvile eller i jævn bevægelse, vil forblive i denne 

tilstand, så længe det ikke påvirkes af en ydre kraft. 

Newtons 2. lov også kaldet bevægelsesloven: Et legeme skal 

påvirkes af en ydre kraft for at ændre bevægelseshastighed 

eller bevægelsesretning. For et legeme med massen m kan 

loven udtrykkes ved ligningen: 

kraft = masse · acceleration ( 4 F=m· 4a, hvor F står for force) 

Hvis flere kræfter samtidig påvirker en masse, er det summen af 

alle kræfter, der skal bruges i beregningen. Denne lov siger også 

omvendt, at hvis en masse ikke bevæger sig, eller ikke ændrer 

hastighed (dvs accelerationen er 0), så er også summen af alle 

kræfter, der påvirker massen, lig med 0. 

Newtons 3. lov også kaldet loven om aktion og reaktion: Når 

et legeme påvirker et andet legeme med en kraft, aktion, 

bliver det selv påvirket med en lige så stor og modsat rettet 

kraft, reaktion. 

Kraft, 4 F, og acceleration, 4a, er vektorer, dvs de har en størrelse og 

en retning. De kan angives med en pil (vektor), som det ses i 

figurerne. Endvidere kan vektorer i teksten angives med en pil 

over bogstavsymbolet, men når kun kraftens størrelse angives, 

udelades pilen. Arbejdes der i 2 dimensioner, kan simpel geometrisk 

vektorregning anvendes. Ved sådanne beregninger skal endvidere 

kraftens angrebspunkt kendes. Enheden for kraft er 

Newton (N = kg · m · s -2 ). De kræfter, der påvirker vores legeme, 

kan deles i dem, der kommer udefra, dvs de ydre kræfter, og 

dem, der opstår inden i kroppen, dvs de indre kræfter. 

De ydre kræfter omfatter tyngdekraften samt andre ydre kræfter 

såsom reaktionskræfter fra fx underlaget under gang eller fra en 

genstand, der håndteres. Tyngdekraften er altid rettet lodret ned- 

67

68 

Biomekanik 

ad. Den påvirker alle kroppens dele, men kan opfattes som en 

enkelt kraft, der har sit angrebspunkt i det givne legemes massemidtpunkt 

eller tyngdepunkt. Dette er derfor vigtigt at kende, når 

der skal gennemføres beregninger. Tyngdekraftens størrelse er 

altid lig med masse · tyngdeacceleration, hvor sidstnævte normalt 

er 9,8 m · s -2 lodret nedad. Mht andre ydre kræfter, så kan både 

deres størrelse og retning være vilkårlig, og de må derfor måles 

direkte. Deres angrebspunkt er som regel lig med det sted, hvor 

de ydre genstande kommer i kontakt med kroppen. 

De indre kræfter omfatter muskelkræfter samt andre indre kræfter 

såsom kontaktkræfter mellem knogler i leddene eller trækkræfter 

i sener, ligamenter og ledbånd. Normalt må disse kræfter 

måles indirekte (se nedenfor). Angrebspunkt for muskelkræfter er 

generelt tilhæftningerne til knoglerne, og kraftretningen beskrives 

ofte på den simpleste måde som svarende til forbindelsen imellem 

tilhæftningerne. Tilsvarende gælder for sener, ligamenter etc. 

De bevægelser, som kroppen kan foretage, er bestemt af anatomien, 

hvor skelettet kun kan bevæges i leddene. Bevægelserne 

kan i alle led med tilnærmelse betragtes som rotatoriske, og i 

ingen af leddene kan der foregå større translatoriske bevægelser. 

Rotatoriske bevægelser opstår som følge af et drejningsmoment 

omkring et omdrejningspunkt (leddets omdrejningsakse eller 

rotationsakse), og størrelsen heraf beregnes som: 

drejningsmoment = kraft · momentarm (M = F · d), 

hvor momentarmen, d, er den vinkelrette afstand eller distance 

mellem kraften og omdrejningspunktet. Svarende til Newtons 2. 

lov gælder det for drejningsmomenter, at hvis der ingen bevægelse 

er, er det samlede drejningsmoment omkring omdrejningspunktet 

lig med 0. Drejningsmomenter kan således modvirke hinanden, 

så fx tyngdekraftens moment modvirkes af muskelkraftens 

moment, hvorved vi er i stand til at opretholde en stilling. 

Statiske modeller 

Den simpleste biomekaniske beregning er en statisk 2-dimensional 

beregning mht ét led, og hvor kun tyngdekraften påvirker 

kroppen. Principperne i modelberegninger fremstilles bedst ved 

gennemgang af følgende:

Regneeksempel 1 

Beregningen foretages for underarm og hånd mht albueleddet (fig. 1). Underarm og hånd 

(u+h) antages tilsammen at have en masse på 1,6 kg (ifølge antropometriske data, se nedenfor), 

der af tyngdeaccelerationen påvirkes med 9,8 m · s -2. Dette giver en kraftpåvirkning 

(tyngdekraft) på 1,6 kg · 9,8 m · s -2 = 15,7 N. Albueleddet påvirkes dermed af den 

ydre kraft, F u+h = 15,7 N. 

Tyngdekraftens angrebspunkt er i tyngdepunktet for underarm og hånd, og i dette eksempel 

(fig. 1) går kraftens retning ikke igennem omdrejningsaksen (albueleddet). Tyngdekraften vil 

derfor bevirke en drejning af underarm plus hånd omkring albueleddet, dvs der opstår et 

drejningsmoment. Drejningsmomentets størrelse er ud over kraftens størrelse afhængig af 

momentarmen (den vinkelrette afstand mellem kraften og leddets omdrejningsakse). 

Angrebspunktet for kraften er i det samlede tyngdepunkt for underarm og hånd, som i dette 

eksempel ligger 17,2 cm fra albueleddet (ifølge antropometriske data, se nedenfor). Tyngdekraftens 

momentarm er dermed 0,172 m, idet underarmen her holdes vandret dvs vinkelret 

på kraftretningen. Kraftens størrelse var beregnet til 15,7 N, og dermed beregnes i albuen 

størrelsen af: 

ydre drejningsmoment, M a1 = 15,7 N · 0,172 m = 2,7 N · m. 

Holdes en byrde (b) i hånden med massen 5 kg, vil tyngdekraftens påvirkning på denne 

genstand være F b = 5 kg · 9,8 m · s -2 = 49,0 N (se fig. 1). Denne kraft vil have en momentarm 

mht albueleddet på 0,355 m og dermed give et drejningsmoment af størrelsen M a2 = 49,0 N · 

0,355 m = 17,4 N · m. Størrelsen af den samlede ydre påvirkning bliver dermed: 

ydre kraft, F u+h+b = F u+b + F b = 15,7 N + 49,0 N = 64,7 N, og 

ydre drejningsmoment, M a = 2,7 N · m + 17,4 N · m = 20,1 N · m. 

Ma 

▲ 

▲ ▲ 

0,172 m 

▲ 

▲ 

Fu+h 

0,355 m 

Fb = 49 N 

▲ 

▲ 

Figur 1. Illustration til 

beregning af kræfter og 

drejningsmomenter mht 

albueleddet for underarm 

og hånd samt en byrde. For 

detaljer i beregningerne se 

Regneeksempel 1. 

angiver tyngdepunkter.

Hvis stillingen i fig. 1 skal opretholdes, må de indre kræfter skabe et drejningsmoment af samme 

størrelse, men med modsat retning for at modvirke det ydre drejningsmoment. Da momentarmene 

for de ydre og indre kræfter går i samme retning i forhold til omdrejningsaksen 

(albueleddet), må den indre kraft være opadrettet for at modvirke det ydre drejningsmoment. I 

dette eksempel må således albuens flexor muskler være aktive. Dette kan også beskrives ved, 

at tyngdekraften medfører en ekstension, som må modvirkes af en fleksion, dvs aktive flexor 

muskler. For nemheds skyld antages her, at det alene er biceps brachii musklen, der er aktiv. 

Den nødvendige muskelkrafts størrelse kan beregnes, når muskelkraftens momentarm kendes. 

Anatomiske dissektioner har vist, at biceps brachii musklen insererer på underarmen i en 

afstand af ca 0,05 m fra albueleddets omdrejningsakse (se fig. 2). Dermed gælder her, hvis det 

indre og det ydre drejningsmoment skal være lig hinanden, at 

indre drejningsmoment = (indre kraft) N · 0,05 m = 20,1 N · m. 

Dermed gælder, da den indre kraft her præsteres af musklen, at størrelsen af 

muskelkraften, F m = 402,0 N. 

Figur 2. Illustration 

til beregning 

af den 

indre muskelkraft 

mht albueleddet, 

når en 

stilling skal 

opretholdes. 

For detaljer i 

beregningerne 

se Regneeksempel 

1. 

angiver tyngdepunkter. 

Humerus 

▲ 

▲ 

▲ 0,05 m 

Fm 

Ulna 

Radius 

▲ 

Fu+h 

Fb = 49 N 

▲

Det er bemærkelsesværdigt, at for at holde 5 kg i hånden, der 

giver en kraftpåvirkning på 49 N, må musklerne præstere en kraft 

på 402 N. Dette skyldes dels, at legemsdeles vægt, her underarm 

og hånd, i sig selv medfører en belastning i den givne arbejdsstilling. 

Den samlede ydre kraftpåvirkning er således 15,7 N + 49,0 N 

= 64,7 N. Men selv i forhold til denne kraft er muskelkraften langt 

større, nemlig ca 6 gange. Dette skyldes, at musklernes momentarm 

tilsvarende er ca 6 gange kortere end tyngdekraftens 

momentarm. Dette gælder generelt for forskellen mellem ydre og 

indre kræfter. 

Kendes muskelkraften, kan dernæst kræfterne i leddet beregnes. 

Her er terminologien noget uklar i litteraturen. Det er vigtigt 

at skelne mellem 1) den kraft, der udelukkende beregnes ud fra 

de ydre kræfter og de deraf følgende reaktionskræfter, og 2) den 

samlede kraft, der opstår på grund af såvel de ydre som de indre 

kræfter. Af ovenstående eksempel fremgår fx, at muskelkraften i 

reglen er langt større end de ydre kræfter. I den engelske litteratur 

betegnes nogle steder 1) som “joint reaction force” og 2) som 

“bone-on-bone force”, mens andre steder også 2) kaldes for 

“joint reaction force”. Her betegnes 1) som resulterende ydre 

kraft i leddet og 2) som kontaktkraft i leddet. Sidstnævnte beregnes 

som summen af den resulterende ydre kraft og den beregnede 

muskelkraft. Additionen foregår som vektoraddition, hvor vektorernes 

retning indgår. Kontaktkraften i et led kan opløses i en 

kompressionskraft og en forskydningskraft (se fx Regneeksempel 

2). 

Muskelkraft og tyngdekraft virker i eksemplet i fig. 2 i modsat 

retning, og dermed bliver for albuen (idet opad regnes som positiv 

retning) 

kontaktkraften i leddet = 402,0 N - 64,7 N = 337,3 N. 

Biomekanik 

Fysiologisk set er det muskelkraften hhv kræfter i sener og ligamenter 

samt kontaktkraften i leddene, der er afgørende for vurdering 

af bevægeapparatbelastninger. 

Beregningerne bliver lidt vanskeligere, når legemsdelene ikke 

holdes præcist vandret eller lodret, dvs vinkelret på tyngdekraften 

og hinanden. Her må trigonometriske beregninger tages i anvendelse, 

dvs at momentarmes længde beregnes ved, at afstanden 

mellem leddets omdrejningspunkt og kraftens angrebspunkt på 

legemsdelen ganges med sinus til vinklen mellem legemsdelens 

længderetning og kraftens retning. For yderligere læsning henvises 

til litteraturlisten (1, 4, 5). 

Når beregninger er foretaget for albueleddene, kan tilsvarende 

beregninger foretages for skulderleddene og så fremdeles for de 

efterfølgende led. Sådanne modelberegninger kan dermed give 

71

72 

Figur 3. Illustration af de 

ydre kræfter F og momenter 

M for kroppens forskellige 

led under hensyntagen 

til kropssegmenternes stilling, 

som er afgørende for 

tyngdekraftens momentarm. 

Biomekanik 

▲ 

M 3 

▲ 

3 

M 2 

TP 3 

▲ 

▲ 

F3 θ 3 

▲ 

M 5 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

TP 2 

▲ 

▲ 

▲ 

F2▲ M1 1 TP1 θ 1 

F 4 

5 

2 

TP 4 

TP 5 

TP 6 

▲ 

oplysninger om alle leds ydre påvirkninger i form af momenter 

og resulterende ydre kræfter i leddene (fig. 3). Som vist ovenfor 

er dette grundlaget for beregningerne af de indre kræfter, nemlig 

muskelkræfter og kontaktkræfter i leddene samt for trækkræfter i 

sener, ligamenter og ledbånd. Endvidere skal der for sådanne 

beregninger foreligge korrekte data for bl.a. musklers momentar- 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

M 4 4 

F 5 

F6 M6 6 

▲ 

F 1 

▲ 

θ 2 

▲ 

▲ 

θ 4 

θ 6 

θ 5 

▲ 

▲ 

F b

me, segmentmasser og massemidtpunkter. Dette datagrundlag er 

rimeligt omfattende for ekstremiteterne, men særdeles mangelfuldt 

for kroppens øvrige dele. Mht lænderyggen er der dog specielt 

igennem de senere år givet stadig flere relevante antropometriske 

data, og mht skulderen er flere forskergrupper nu i gang 

med detaljerede kortlægninger. Der vil dog gå nogen tid endnu, 

før der foreligger fuldt tilfredsstillende datamateriale, idet anatomien 

i disse regioner er meget kompliceret, og anatomiske dissektioner 

såvel som forskellige scanningsteknikker er vanskelige 

og tidskrævende at gennemføre. Endvidere gælder det, at musklernes 

momentarm oftest varierer med ledvinklen, hvilket gør 

beregningerne yderligere komplicerede. Endelig skal man være 

opmærksom på, at disse beregninger af muskelkræfter ikke tager 

hensyn til, at der ofte kan forekomme stabiliserende muskelkontraktioner 

på begge sider af leddet, også kaldet “co-contraction”. 

Denne ekstra belastning må måles ad anden vej ved fx EMG (se 

nedenfor). Dette betyder, at såvel de beregnede muskelkræfter 

som kontaktkræfter i leddene må betragtes som minimumskræfter, 

og at de i den levende organisme godt kan være betydeligt 

større. 

I mange tilfælde er det tilstrækkeligt at anvende 2-dimensionale 

modeller, men hvis der skal modelleres over flere led, som ikke 

ligger i samme plan, er det nødvendigt at regne i 3 dimensioner. 

Det gælder fx for arbejde med hænderne foran kroppen og med 

meget forskellig belastning af hænderne, fx når en byrde kun løftes 

med den ene hånd. 

Dynamiske modeller 

Når belastningerne under bevægelse skal beregnes, må der 

anvendes dynamiske modeller. Dette er især afgørende, når der 

er tale om hurtige bevægelser. Dynamiske modeller er mere 

komplicerede end de statiske, idet acceleration indgår i beregningerne. 

Accelerationen, 4a , er ændringen i bevægelsens hastighed, 

4v (for velocity), pr tidsenhed. Det vil sige, at: 4a = (d 4v) · (dt) -1 

eller blot 4a= 4v · t -1 . 

Newtons 2. lov kan således også skrives som 

4 F = m · 4v · t -1 eller 4 F · t = m · 4v. 

Biomekanik 

Sidstnævnte ligning kaldes for impulssætningen, hvor venstre 

side kaldes impulsen, og højre side er ændringen i bevægelses- 

73

74 

Biomekanik 

mængden. Det betyder, at den tid, som en kraft virker på et legeme, 

er afgørende for den bevægelsesmængde, som den tilfører 

legemet. Endvidere vil en given impuls medføre en stor hastighed, 

hvis massen er lille, og en mindre hastighed, hvis massen er 

stor. Dette får bl.a. betydning under manuel transport, fx når en 

vogn skal sættes i gang eller standses. Dette kan gøres med en 

stor kraft i kort tid eller en mindre kraft i længere tid. Noget tilsvarende 

gælder for løft. 

De mest sofistikerede biomekaniske modeller er dynamiske 3dimensionale 

modeller. Den teknologiske udvikling på computerområdet 

har gjort det muligt at udføre sådanne omfattende beregninger 

på relativt begrænset tid. Indsamling af datagrundlaget for 

at foretage beregningerne er dog fortsat meget tidskrævende. I 

mange situationer er den information, der kan fås ud fra 2dimensionale 

beregninger, da også tilstrækkelig, hvorfor man 

altid bør overveje omhyggeligt, hvilke analyser man skal foretage 

i hvert enkelt tilfælde for at opnå den bedste cost/benefit. 

Antropometri 

Kendskab til de enkelte legemsdeles vægt og dimensioner er en 

forudsætning for at foretage biomekaniske beregninger, som det 

fx fremgår af beregningerne i fig. 2. En lang række antropometriske 

størrelser er relativt lette at registrere såsom legemshøjde, siddehøjde, 

armlængde, legemsvægt etc. 

Opmålingerne skal dog standardiseres, så man bl.a. nøjagtigt 

ved, mellem hvilke anatomiske punkter der måles. I forskellige 

undersøgelser kan der være anvendt forskellige principper for 

opmåling, men skal data bruges til senere biomekaniske beregninger, 

er det vigtigt, at målingerne standardiseres. Ved biomekaniske 

analyser deles legemet op i legemsdele eller segmenter, og 

problemet er at bestemme segmentgrænserne. Et segment er den 

masse, der ligger mellem to rotationspunkter eller akser, og disse 

ligger som regel ikke mellem ledfladerne på de tilstødende knogler; 

ydermere flyttes de lidt for visse led i løbet af en bevægelse. 

Segmentlængder er således ikke lig knoglelængder, og de præcise 

skæringsflader mellem segmenter er vanskelige at bestemme. 

Ved hjælp af anatomiske dissektioner samt røntgenundersøgelser 

og forskellige former for scanning har man kortlagt placeringen 

af rotationsakser i forhold til bestemte palpable anatomiske punkter, 

som i skematisk form er præsenteret i tab. 1 og fig. 4. 

Legemsdelenes masser kan på levende mennesker bestemmes 

ved at nedsænke det givne segment i vand. Skal fx underarmens

Biomekanik 

Hoved/nakkeled Midt i mellemrummet mellem condylus occipitale og C1. 

Nakke/torsoled Midt i discus mellem C7 og Th1. 

Lumbo/sacralled Midt i discus mellem L5 og S1. 

Deler torso i thorax + abdomen, der ligger over L5S1, og 

bækken, der ligger under L5S1. 

Skulderled 

(glenohumeralled) 

Midt i den palpable knogledel bestående af caput humori og 

tuberculum majus og minus (centrum af overarmens ledhoved). 

Albueled Midt i linien, der forbinder 

1) det lavest palpable punkt på epicondylus medialis humori og 

2) et punkt 8 mm over leddet mellem radius og humorus. 

Håndled Palmarside: Midt i linien mellem processus styloideus radii og os 

pisiforme. 

Dorsale side: I kløften mellem os lunatum og os capitalum i forlængelse 

af os metacarpalis III. 

Hofteled (Set fra siden): Punkt på trochantor major på femur 1 cm foran 

den mest laterale del af trochantor major (lårbenshoved). 

Knæled Midt i linien gennem centrum for den posteriore convexitet af condylus 

femoris. 

Ankelled På linien mellem spidsen af malleous lat. fibularis og et punkt 

5 mm distalt for malleolus med. tibialis. 

volumen bestemmes, så nedsænkes først hånden i vand til håndleddet 

(defineret ifølge tab. 1), og vandstanden aflæses. Derefter 

sænkes armen ned til albuen (igen ifølge tab. 1), og vandstanden 

aflæses igen. Differencen er så underarmens volumen. Ønskes 

derefter underarmens masse eller vægt, må der multipliceres med 

massefylden ifølge tab. 2. Denne er bestemt ud fra nogle få dissektionsstudier 

(2). 

Ud over de enkelte segmenters masse må man også kende placeringen 

af deres tyngdepunkter. Dette er gjort i forholdsvis få 

dissektionsstudier. En anden simpel om end ikke helt præcis 

metode er illustreret i fig. 5. Fordelen ved denne metode er imidlertid, 

at den kan anvendes på levende mennesker. 

De antropometriske mål varierer meget fra menneske til menneske. 

Dette gælder især, når der er tale om forskellige folkeslag, 

men selv inden for samme nation findes der mennesker med 

meget forskellig statur. Den mest afgørende parameter er her 

legemshøjden. Gennemsnitshøjden for en række folkeslag: europæiske, 

amerikanske og asiatiske, ligger for kvinder mellem 1,53 

m og 1,65 m, hvor 90% af befolkningerne ligger mellen 1,45 m 

og 1,74 m (3). Tilsvarende varierer gennemsnitshøjden for mænd 

mellem 1,65 m og 1,77 m, hvor 90% ligger mellem 1,56 m og 

1,88 m. Der findes en tilsvarende stor variation mht legemsvægten. 

Ifølge normalværdier fra højde-vægt-tabeller er der en nøje 

75 

Tabel 1. Kroppens forskellige 

rotationspunkter hhv 

-akser.

Figur 4. Placering af rotationspunkter 

samt kropssegmenternes 

navne. Se også 

tab. 1. 

Tabel 2. Massefylde af 

kroppens forskellige segmenter 

(g/cm 3 ). 

Hoved og hals 1,11 

Torso 1,03 

Overarm 1,07 

Underarm 1,13 

Hånd 1,16 

Lår 1,05 

Underben 1,09 

Fod 1,10 

76 

Figur 5. Beregning af tyngdepunkt 

(TP) for underben 

+ fod. 

Vægten F og F 1 aflæses med 

hhv strakt og bøjet knæ. 

Derefter beregnes afstanden 

fra knæled til TP for underben 

+ fod (TP-vandring) som 

d - d 1 = H . (F - F 1 ) . V -1 , 

hvor V er vægt af underben 

+ fod. Denne kan beregnes 

ved at måle volumenet og 

gange med massefylden if. 

tab. 2. 

Rotationspunkter Segmentnavne 

Hoved/nakkeled 

Skulderled 

Albueled 

Lumbo/sacralled (L5S1) 

Hofteled 

Håndled 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

Nakke/torsoled 

Knæled 

Ankelled 

d 

H 

d' 

H 

Hoved 

Underben 

Fod 

Lår 

Hals 

▲ TP-vandring 

▲ 

Overarm 

Torso over 

L5S1 

Torso under 

L5S1 

▲ 

Underarm 

Hånd 

▲ 

▲ 

Torso 

(krop) 

F 

F'

sammenhæng mellem disse to parametre. Fx kan denne sammenhæng 

angives ved 

Brocaindex = (legemshøjden i cm - 100) · (legemsvægten i kg) -1 , 

som for normalen ligger omkring 1. 

Legemshøjden og vægten er lette at måle for hver enkelt person, 

men varierer som nævnt særdeles meget. Det er derfor almindeligt 

at angive de øvrige antropometriske mål i forhold til højde og 

vægt, således at længder angives i % af personens højde og masser 

i % af legemsvægten. I fig. 6 er givet gennemsnitsværdierne 

▲ 

H 

▲ 

▲ 

0,936H 

▲ 

▲ 

0,846H 

▲ 

▲ 

0,818H 

▲ 

▲ 

0,631H 

▲ 

▲ 

0,485H 

▲ 

▲ 

0,377H 

▲ 

0,154H 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

0,055H 

Fodbredde 

▲ 

▲ 

0,259H 

0,174H 

L5S1 

0,191H 

0,129H 

▲ 

▲ 

0,112H 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

0,039H 

▲0,152H 

Fodlængde 

▲ 

▲ 

▲ 

77 

Figur 6. Længden af kropssegmenter 

angivet i forhold 

til legemshøjden H. 

▲ 

▲ 

0,186H 0,146H 0,108H 

▲ 

0,285H 

▲ 

Biomekanik 

▲ 

0,530H 

▲ 

▲ 

0,590H 

▲ 

▲ 

0,720H 

▲ 

▲ 

▲ 

0,520H 

▲

78 

Tabel 3. Massen af kroppens 

forskellige segmenter 

angivet i % af legemsvægt. 

Figur 7. Placering af tyngdepunkter(massemidtpunkter) 

i de forskellige 

kropssegmenter angivet i % 

af segmentets totallængde. 

Hoved: 6,2% 

Hals: 2,2% 

Torso over L5S1: 36,6% 

Torso under L5S1: 13,4% 

Overarm: 2,8% 

Underarm: 

Hånd: 

1,7% 

0,6% 

Lår: 10,0% 

Underben: 

Fod: 

4,3% 

1,4% 

43,0% 

Underarm 

50,6% 

Hånd 

49,4% 

43,6% 

Overarm 

56,4% 

57,0% 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

43,3% 

Lår 

56,7% 

43,3% 

Underben 

56,7% 

42,9% 

Fod 

57,1% 

43,0% 

Hoved og nakke 

57,0% 

Torso over 

L 5S 1 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

45,6% 

54,4% 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ ▲ 

▼ 

Hoved + hals 8,4% 

Torso (krop) 50,0% 

1 arm 5,1% 

1 ben 15,7% 

56,0% 

Hoved, 

nakke 

og torso 

over L 5S 1 

44,0% 

▲ 

▼ 

▲ 

▼ 

60,4% 

Hoved, 

nakke 

og torso 

39,6%

for de forskellige legemsdeles segmentlængder. Legemsdelenes 

relative masser er givet i tab. 3 og deres tyngdepunkter i fig. 7. 

Disse data er statistiske gennemsnitsdata og altså ikke sande værdier 

for det enkelte individ. Men fejlen ved at anvende disse data 

frem for direkte mål er beregnet til at være mindre end 5% for 

såvel legemsdelenes længde som vægt. 

Billedanalyse og modelberegninger 

Når en given arbejdsstilling skal analyseres, kan det gøres ud fra 

et enkelt fotografi for en 2-dimensional statisk model (se ovenfor) 

og ud fra fotografier taget fra mindst 2 forskellige vinkler for en 

3-dimensional statisk model. Princippet er, at anatomisk veldefinerede 

punkter digitaliseres, hvorved de får tildelt koordinater i 

et koordinatsystem. Dette defineres oftest i forhold til personen, 

og traditionelt benyttes terminologien fra anatomien som vist i 

fig. 8. 

Z 

X 

▲ 

Frontalplan 

▲ 

Y 

▲ 

TP 

Sagittalplan 

Transversal- 

plan 

Biomekanik 

79 

Figur 8. Koordinatsystem 

defineret i forhold til personen.

80 

Biomekanik 

De digitaliserede punkter forbindes med linier svarende til, 

hvorledes de hænger sammen i den levende organisme. Herved 

fremkommer “pindemænd” eller stikdiagrammer. Disse danner 

datagrundlaget for beregningerne ifølge den mekaniske fysik som 

vist ovenfor. Til dette formål findes der forskellige kommercielt 

tilgængelige programmer. 

For at analysere en arbejdsbevægelse må man optage en film 

eller video med kendt billedfrekvens. Der kan dog også anvendes 

andre optoelektriske metoder fx baseret på infrarødt lys eller 

dioder. For alle metoder gælder, at hvert billede skal digitaliseres 

som ovenfor. Denne proces er teknisk forskellig for forskellige 

registreringsmetoder, men derefter er beregningsprincipperne de 

samme og må baseres på dynamiske modeller, især hvis der er 

tale om hurtige bevægelser. Først beregnes forflytningerne for 

hvert enkelt anatomisk punkt fra billede til billede. Når billedfrekvensen 

er kendt, kender man også tiden mellem billederne og 

kan dermed beregne forflytning af hvert punkt pr tidsenhed, som 

er punktets hastighed. Herudfra kan igen beregnes accelerationer 

for de enkelte punkter, som er ændringen i hastighed pr tidsenhed. 

Beskrivelser af en bevægelse ud fra forflytninger, hastigheder 

og accelerationer kaldes kinematik, og der tilbydes i dag en 

række forskellige software-pakker på markedet såsom Peak Performance, 

Motion Analysis, Ariel, Mac Reflex og Selspot. 

Arbejdsstilling 

Speciel interesse er der for beregninger af kontaktkræfter i lænderyggens 

led (disci), idet disse kræfter betragtes som risikofaktorer 

for udvikling af lænderygbesvær (se kapitel 4). Kontaktkraften 

kan deles op i den, der går parallelt med hvirvelsøjlen (kompressionskraften), 

og den, der går vinkelret på (forskydningskraften). 

Der har været mest fokus på kompressionskraften som risikofaktor. 

Princippet i beregningerne af denne gennemgås nedenfor.


En mand med legemsvægt 80 kg og højde 1,86 m står i en 45° foroverfældet arbejdsstilling 

og holder en byrde på 10 kg i hænderne (fig. 9). Beregningerne foretages i forhold til L 5S 1, 

som er betegnelsen for discus mellem 5. lændehvirvel og 1. sacralhvirvel. 

Kompressionen i lænderyggen som følge af selve arbejdsstillingen beregnes først. Ifølge 

tab. 3 udgør hoved + hals + torso over L 5S 1 45% af legemsvægten dvs 36,0 kg. Ifølge fig. 7 

ligger tyngdepunktet for denne del af kroppen 44,0% af afstanden fra L 5S 1 til issen. Denne 

er 41,0% af legemshøjden ifølge fig. 6. Afstanden fra L 5S 1 til tyngdepunktet bliver således 

0,440 · 0,410 · 1,86 m = 0,336 m. Momentarmen mht L5S1 for tyngdekraften, der virker på 

de 36,0 kg, er 0,336 m · sin 45° = 0,238 m, og momentet mht L5S1 bliver dermed 36,0 kg · 

9,8 m · s -2 · 0,238 m = 84,0 N · m. Hertil kommer armenes moment mht L 5S 1. Armenes vægt 

udgør tilsammen 10,2% af legemsvægten dvs 8,2 kg. Da armene hænger lodret ned, vil 

tyngdekraftens angrebslinie for armene passere gennem skulderleddet, som ifølge fig. 6 ligger 

22,8% af legemshøjden dvs 0,424 m fra L5S1. Momentarmen mht L5S1 er dermed 0,424 m 

· sin 45° = 0,300 m og armenes samlede moment 8,2 kg · 9,8 m · s -2 · 0,300 m = 24,1 N · m. 

Kroppens samlede moment mht L 5S 1 i denne arbejdsstilling er således (84,0 + 24,1)N · m = 

108,1 N · m. 

Dette ydre moment skal modvirkes af muskelmomentet, som rygmusklerne præsterer. 

Deres momentarm er ca 0,06 m, og de må derfor udvikle en kraft på 108,1 · (0.06) -1 N = 

1802 N. Muskeltrækket er stort set parallelt med hvirvelsøjlen og komprimerer derfor lænderyggen 

med denne kraft. Dertil kommer, at legemsvægten, som ligger over L5S1, komprimerer 

lænderyggen med (36,0 + 8,2)kg · 9,8 m · s -2 · cos 45° = 306 N. 

Kompressionskraften alene på grund af arbejdsstillingen er dermed 1802 N + 306 N = 

2108 N. 

Kompressionen i lænderyggen som følge af byrden i den givne arbejdsstilling beregnes 

dernæst. Tyngdekraftens angrebslinie for byrden passerer ligesom for armene igennem 

skulderleddet, som ligger 22,8% af legemshøjden fra L5S1, dvs 0,228 . 1,86 m = 0,424 m. 

Momentarmen mht L 5S 1 for tyngdekraftens virkning på byrden er 0,424 m · sin 45° = 0,300 

m (som for armene). Byrdens moment mht L 5S 1 bliver dermed 10 kg · 9,8 m · s -2 · 0,300 m 

= 29,4 N · m. Som for kroppens moment skal dette moment modvirkes af rygmusklerne, 

der skal præstere en ekstra kraft på 29,4 · (0,06) -1 N = 490 N. Hertil skal lægges 10 kg · 9,8 

m · s -2 · cos 45° = 69 N, som er den kraft, hvormed byrden direkte komprimerer L 5S 1. 

Kompressionskraften på grund af byrden holdt i den givne arbejdsstilling er dermed 490 

N + 69 N = 559 N. 

Den samlede kompressionskraft i L 5S 1, når 10 kg holdes i en 45° fremadfældet arbejdsstilling, 

bliver dermed 2108 N + 559 N = 2667 N. 

Det er bemærkelseværdigt, at langt den største del af den samlede 

kompressionskraft skyldes kroppens egen belastning af L 5S 1 i 

den givne arbejdsstilling. 

Forskydningskraften i L 5S 1, dvs kontaktkraftens komponent vinkelret 

på kompressionskraften, kan beregnes efter samme princip 

som kompressionskraften. Eventuelt kan også denne være en 

betydende risikofaktor, men har hidtil fået ringe opmærksomhed.

82 

Biomekanik 

Arbejdsbevægelse 

Flyttes byrden i eksemplet ovenfor fra stolehøjde (45 cm) til 

bordhøjde (75 cm), dvs 0,3 m i løbet af 0,5 sekund, kan man ud 

fra billedanalysen få et udtryk for forflytningerne i løbet af 

bevægelsestiden (fig. 10). Anvendes video, er en billedfrekvens 

på 50 Hz almindelig, hvilket betyder, at der er 25 billeder på 0,5 

sekund. Hastigheden af bevægelsen fås ved at differentiere denne 

kurve og accelerationen ved endnu en differentiation. Ifølge 

Newtons 2. lov skal den største kraft nu præsteres der, hvor den 

største acceleration er. I dette eksempel bliver den største acceleration 

9,6 m · s -2, og lad os antage, at det netop finder sted, når 

manden er i arbejdsstillingen som angivet i fig. 9. Det betyder, at 

den samlede kraftpåvirkning på hænderne i denne situation bliver 

summen af kraften der modvirker tyngdekraftens påvirkning 

på byrden, som er 10 kg · 9,8 m · s -2 = 98 N, og kraften der accelererer 

byrden med 9,6 m · s -2, som er 10 kg · 9,6 m · s -2 = 96 N. 

Da de to kræfter har samme retning, kan deres størrelse lægges 

sammen, og den samlede kraft på hænderne bliver næsten lige så 

stor, som hvis manden holdt 20 kg statisk. Tilsvarende påvirkes 

mandens lænderyg i L 5S 1, hvor kraftpåvirkningen på grund af 

byrden altså kan blive ca dobbelt så stor som i den statiske situation, 

alt afhængigt af accelerationens størrelse. Skal sådanne 

beregninger udføres helt præcise, skal man også inkludere de 

kræfter, der medgår til at accelerere legemsdelene, men hvis bevægelserne 

ikke er meget hurtige, er bidragene herfra ikke særlig 

store. Her skal man være opmærksom på, at selvom byrden flyttes 

hurtigt med hænderne, så kan forflytningerne af mere proximale 

legemsdele være ganske lille eller måske endog 0. Fx kan 

arbejdet alene udføres med armene eller endog alene underarmene, 

mens hele kroppen (torso) holdes stille. Den udgør jo den 

største masse, og derfor bliver de samlede kræfter, der accelererer 

legemsdelene, i et sådant tilfælde små. 

Ønskes kun 2-dimensionale beregninger, er det nok med én 

film eller video, men skal der laves 3-dimensionale dynamiske 

beregninger, må der optages fra mindst to forskellige vinkler. I 

realiteten må der dog optages fra 3 eller 4 forskellige vinkler, da 

alle punkter skal ses af mindst 2 kameraer, og der under en 

bevægelse let opstår “skjulte” punkter set fra de enkelte kameraer. 

Bevægelser kan illustrativt fremstilles ved at tegne stikdiagrammerne 

oven i hinanden, som vist på fig. 11 for en gangbevægelse 

og under et rengøringsarbejde, hvor der anvendes en kost, som 

er angivet ved den fede linie.

Lodlinie 

Hofteled 

▲ 

▲ 

45 o 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

L 5 S 1 

0,424 m 

0,336 m 

0,238 m 

0,300 m 

▲ 

Skulderled 

Biomekanik 

Figur 9. Stikdiagram med angivelse af tyngdepunkter , rotationspunkter ●, 

og momentarmene i en arbejdsstilling, hvor en mand med legemshøjde 1,86 m og 

legemsvægt 80 kg holder en byrde på 10 kg. Se Regneeksempel 2. 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

10 kg 

83 

Figur 10. 1) Angiver den 

vej byrden flyttes i løbet af 

0,5 s. Tidspunkterne for de 

25 billeder er angivet med 

x. 

2) Angiver differentiationen 

af kurven i (1) mht tiden, 

og herved fås hastigheden 

(v). 

3) Angiver differentiationen 

af kurven i (2) mht tiden, 

og herved fås accelerationen 

(a). 

1. 

s (m) 

▲ 

0,3 

0,2 

0,1 

. 

0,0 

. 

0,1 

. 

0,2 

. 

0,3 

. 

0,4 

. 

0,5 

Tid (s) 

2. 

v (m·s 

1,5 

-1 ) 

▲ 

1,0 

0,5 

x 

x 

x x x x 

x 

xxxxxxxx x x x x x x x x x 

x 

. 

0,0 

. 

0,1 

. 

0,2 

. 

0,3 

. 

0,4 

. 

0,5 

Tid (s) 

3. 

a (m·s 

10 

5 

0 

-5 

-10 

-2 ) 

▲ 

. . . . . . 

0,0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 

Tid (s) 

▲ 

▲ 

▲

84 

Biomekanik 

Film 

Video 

▲ 

Dataanalyse 

og 

plottesystem 

▲ 

▲ 

Beskrivelse 

▲ 

55/Figur 11. Illustration af bevægelsesanalyser ved hjælp af film eller video. Ud 

fra dataanalyse og plotningssystemer kan fås beskrivelser både som kurver (fx 

også fig. 10) og som stikdiagrammer. Her er vist dels en skridtcyklus under gang 

og dels en moppecyklus under gulvrengøring (den fede linie er moppeskaftet). 

▲ 

Tid

Kraftmålinger 

Biomekanik 

Hvis vi udelukkende er påvirket af tyngdekraften, så kan kraftpåvirkningen 

beregnes ud fra masserne og tyngdeaccelerationen 

(som normalt er 9,8 m · s -2 lodret nedad), som det er gjort i 

eksemplerne ovenfor. Ofte påvirkes vi dog samtidigt af mange 

andre kræfter. I idrætten gælder det fx vindmodstand og vandmodstand 

specielt under henholdsvis cykling og svømning, eller 

friktionskræfter mellem fx ski og sne ved alle former for skiløb 

samt kraftpåvirkninger af idrætsredskaber på fx hænderne. I 

erhvervslivet er det især vores hænder, der påvirkes af de genstande, 

vi håndterer, det kan være byrder, der skal flyttes, eller 

maskiner og håndværktøj, der skal betjenes. For at kunne beregne 

den samlede belastning af bevægeapparatet er det her nødvendigt 

direkte at måle kræfternes størrelse og retning på fx hænderne, 

der i disse tilfælde svarer til kræfternes angrebspunkter. 

Herfra kan man så fortsætte beregninger efter samme principper 

som ovenfor successivt for de efterfølgende led. Omvendt kan 

man også starte med fødderne ud fra kraftpåvirkninger målt på 

underlaget vha kraftplatform og derefter regne op igennem kroppen. 

Dette er almindeligt ved ganganalyser hos fx gangbesværede 

patienter eller afprøvning af proteser efter amputationer. 

Ydre kræfter, der påvirker mennesket på hænder, fødder eller 

et hvilket som helst andet sted på kroppen, kan måles ved hjælp 

af krafttransducere. Den mest anvendte type er en strain-gauge 

transducer. Det vanskelige i konstruktionen af sådanne transducere 

er, at man skal sikre, at kraftretningen kendes. Hvis man 

arbejder med beregninger i 2 dimensioner, er det som regel nok 

med én transducer, hvis man sikrer sig, at kraften er nul i retningen 

vinkelret på det plan, man analyserer. Skal beregningerne 

foretages i 3 dimensioner, må 3-D transducere udvikles. I princippet 

er det blot 3 transducere monteret vinkelret på hinanden. 

I praksis er det dog ikke let at sikre, at kraften går gennem hver 

transducers centrum, og at der ikke er “cross-talk”, dvs at kræfter, 

der ikke går i transducerens måleretning, alligevel giver et elektrisk 

signal. Dette løses i praksis gerne ved omhyggelige kalibreringsrutiner 

og efterfølgende edb-baserede korrektioner. Mange 

kraftplatforme er også strain-gauge baserede, hvor der er monteret 

talrige transducere afhængigt af kraftplatformens størrelse og 

præcision. 

85


I det følgende gennemgås et eksempel med træk og skub af vogne på vandret underlag. 

Personen, der udfører arbejdet, er en kvinde med legemshøjde 1,60 m og legemsvægt 60 

kg. 

Arbejdsstillingen er som angivet i fig. 12-16, med 30° fremadfældning af kroppen og 

armene løftet 60° fra lodret. Ud fra de antropometriske tabeller findes følgende: For armen 

+ hånden er vægten 3,1 kg, længden er 0,531 m (svarende til afstanden fra skulder til 

håndleddet, hvor vi her for nemheds skyld antager, at angrebspunkt for træk/skub-kraften 

befinder sig), og tyngdepunktet ligger 0,267 m fra skulderleddet (når håndens masse antages 

at være i håndleddet svarende til antagelsen ovenfor). For hoved + hals + torso over 

L 5S 1 er vægten 45% af legemsvægten dvs 27,0 kg, og tyngdepunktet ligger 0,440 · 0,410 · 

1,60 m = 0,289 m fra L 5S 1. Endelig gælder, at skulderleddet ligger 0,228 · 1,60 m = 0,365 m 

fra L 5S 1. 

Belastningerne beregnes under 3 forskellige arbejdssituationer, hvor der arbejdes mod 

følgende kræfter og lige meget med hver hånd: 

1) vandret trækkraft på 400 N (dvs 200 N i hver hånd), 

2) vandret skubkraft på 400 N (dvs 200 N i hver hånd) og 

3) skubkraft i armens retning på 462 N (dvs 231 N i hver hånd), så den vandrette komponent 

bliver 462 N · cos 30° = 400 N, (dvs ligesom under arbejdssituation 2). 

Skulderleddets belastning beregnes først. 

Da anatomien ikke er tilstrækkelig kortlagt, beregnes ikke muskelkræfter og kontaktkræfter 

i skulderleddet, og vi nøjes her med at beregne det samlede ydre drejningsmonent, som 

musklerne skal modvirke. Drejningsmomentet skyldes dels tyngdekraften og dels trækkraf- 

Figur 12. Skulderleddets 

belastning under vandret 

træk. Den angivne kraftretning 

i hånden er trækkraftens 

påvirkning på kroppen. 

For beregning se Regneeksempel 

3. Kræfter er 

angivet med og 

momentarme med . 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

L 5 S 1 

0,365 m 

0,289 m 

Hofteled 

▲ 

Lodlinie 

Skulderled 

▲ 

▲ 

30 o 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

0,266 m 

▲ 

60 o 

0,267 m 

0,231 m 

▲ 

▲ 

0,531 m 

▲ 

2 x 200 N 

▲

ten eller skubkraften. Momentarmen mht skulderleddet er i alle 3 situationer for tyngdekraftens 

påvirkning af 

arm + hånd: 0,267 m · sin 60° = 0,231 m, og momentarmen for træk/skubkraften er: 

0,531 m · cos 60° = 0,266 m i 1) og 2) men 0 i 3). 

I de 3 arbejdssituationer fås følgende beregninger: 

1) Se fig. 12. 

Tyngdekraftens moment for hver skulder er: 

3,1 kg · 9,8 m · s -2 · 0,231 m = 7,0 N · m. 

Dette moment søger at dreje armen med uret i forhold til skulderleddet i dette eksempel 

og regnes derfor negativt. 

Trækkraftens moment for hver skulder er: 

200 N · 0,266 m = 53,2 N · m. 

Dette moment søger at dreje armen mod uret i forhold til skulderleddet i dette eksempel 

og regnes derfor positivt. 

Det samlede ydre drejningsmoment i skulderen er da: 

(53,2 - 7,0) N · m = 46,2 N · m. 

▲ 

▲ 

L 5 S 1 

0,365 m 

0,289 m 

Hofteled 

▲ 

Lodlinie 

Skulderled 

▲ 

▲ 

30 o 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

0,266 m 

▲ 

60 o 

0,267 m 

0,231 m 

▲ 

▲ 

0,531 m 

2 x 200 N 

2) Se fig. 13. 

Eneste forskel fra situation 1) er, at skubkraftens moment vil søge at dreje armen med 

uret i forhold til skulderleddet, således at det samlede drejningsmoment i skulderen er: 

(- 53,2 - 7,0) N · m = - 60,2 N · m. 

▲ 

▲ 


belastning under vandret 

skub. Den angivne kraftretning 

i hånden er skubkraftens 

påvirkning på kroppen. 

For beregning se Regneeksempel 

3. Kræfter er 

angivet med og 

momentarme med 

▲ 

▲ 

▲


belastning under skub i 

armenes retning. Den 

angivne kraftretning i hånden 

er skubkraftens påvirkning 

på kroppen. For 

beregning se Regneeksempel 

3. Kræfter er angivet 

med og momentarme 

med 

▲ 

▲ 

▲ 

Lodlinie 

3) Se fig. 14. 

Tyngdekraftens moment er det samme som i 1) og 2), dvs lig med 7,0 N · m. Skubkraftens 

moment bliver derimod 0 i denne situation, idet momentarmen er 0. Derfor bliver det samlede 

moment: 

- 7,0 N · m. 

Et positivt moment modvirkes af skulderens extensorer og negativt moment af flexorerne. 

Det vil sige, at i træksituationen skal fortrinsvis skulderextensorer arbejde, mens det i skubsituationerne 

er skulderflexorerne. 

Lænderyggens belastning beregnes dernæst. 

Som for skulderen beregnes først drejningsmomenterne, som igen skyldes dels tyngdekraften 

og dels træk/skubkraften. 

Tyngdekraftens momentarm for arm + hånd mht L5S1 er 

0,267 m · sin 60° + 0,365 m · sin 30° = 0,231m + 0,183 m = 0,414 m. 

Tyngdekraftens momentarm for torso over L 5S 1 + hals + hoved mht L 5S 1 er 0,289 m · sin 30° 

= 0,145 m. 

Disse momentarme er de samme i situation 1), 2) og 3). 

Træk/skubkraftens momentarm mht L 5S 1 er 

0,365 m · cos 30° - 0,531 m · cos 60° = 0,051 m i situation 1) og 2), mens den er 0,365 m i 

situation 3). 

I de 3 arbejdssituationer fås følgende beregninger: 

▲ 

▲ 

L 5 S 1 

0,365 m 

0,289 m 

Hofteled 

Skulderled 

▲ 

▲ 

▲ 

30 o 

2 x 200 N 

1) Se fig. 15. 

Tyngdekraftens moment for 2 . (arm + hånd) + hals og torso over L 5S 1 er 

2 . (3,1 kg . 9,8 m . s -2 . 0,414 m) + (27,0 kg . 9,8 m . s -2 . 0,145 m) = 2 . 12,6 + 38,4 = 63,6 N . m. 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

0,266 m 

▲ 

60 o 

0,267 m 

0,231 m 

▲ 

▲ 

▲ 

0,531 m 

▲ 

▲ 

▲ 30 o 

2 x 231 N 

▲

Hofteled 

▲ 

▲ 

L 5 S 1 

▲ 

▲ 

0,365 m 

0,289 m 

▲ 

Lodlinie 

Skulderled 

▲ 

▲ 

30 o 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

m 

▲0,145 

0,183 m 

0,414 m 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

0,266 m 

▲ 

60 o 

0,051 m 

0,267 m 

0,231 m 

▲ 

▲ 

▲ 

0,531 m 

▲ 

400 N 

skub 

Da dette moment søger at dreje torso over L 5S 1 med uret i forhold til leddet L 5S 1, regnes 

det negativt. 

Trækkraftens moment (samlet for begge hænder) er 

400 N · 0,051 m = 20,4 N · m. 

Da dette moment søger at dreje torso over L5S1 med uret i forhold til leddet L 5S 1, regnes 

det negativt, således at det samlede moment derfor bliver: (- 63,6 - 20,4) N · m = - 84,0 N · 

m. 

2) Se fig. 15. 

Eneste forskel fra 1) er her, at skubkraften søger at dreje torso over L 5S 1 mod uret og derfor 

regnes positiv, således at det samlede moment derfor bliver: 

(- 63,6 + 20,4) N · m = - 43,2 N · m. 

3) Se fig. 16. 

Tyngdekraftens moment er det samme som i 1) og 2). 

Skubkraftens moment er 462 N · 0,365 m = 168,6 N · m, som søger at dreje torso over L5S1 

mod uret i forhold til leddet L5S1, dvs regnes positivt, således at det samlede moment derfor 

bliver: (- 63,6 + 168,6) N · m = 105,0 N · m. 

Et positivt moment i L 5S 1 modvirkes af bugmusklerne, mens et negativt moment modvirkes 

af rygmusklerne. På baggrund af ovenstående drejningsmomenter kan man efterfølgende 

beregne den nødvendige muskelkraft samt kontaktkraften i leddet i L 5S 1, som i eksemplet i 

fig. 9. For bugmusklernes vedkommende regnes der gerne med en gennemsnitlig momentarm 

på ca 0,08 m. 

▲ 

400 N 

træk 

▲ 

Figur 15. Lænderyggens 

belastning i L5S1 under 

vandret træk hhv skub. 

Den angivne kraftretning i 

hånden er skubkraftens 

påvirkning på kroppen. For 




med 

▲ 

▲ 

▲

Figur 16. Lænderyggens 

belastning i L5S1 under skub 

i armenes retning. Den 

angivne kraftretning i hånden 

er skubkraftens påvirkning 

på kroppen. For 




med . 

▲ 

▲ 

▲ 

Hofteled 

▲ 

▲ 

L 5 S 1 

▲ 

▲ 

0,365 m 

0,289 m 

▲ 

Lodlinie 

Skulderled 

▲ 

▲ 

30 o 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

m 

▲0,145 

0,183 m 

0,414 m 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

0,266 m 

▲ 

60 o 

0,051 m 

0,267 m 

0,231 m 

400 N 

462 N 

Beregningerne af momenterne i skuldre og lænderyg under de 3 

forskellige arbejdssituationer viser, at kraftens retning er afgørende 

for belastningerne. For skulderen bliver momentet således 

mindst i situation 3), men det medfører det største moment mht 

L 5S 1. Tilsvarende kan det ses, at kraftens angrebspunkt er 

afgørende for belastningerne i alle kroppens dele, idet det er 

bestemmende for momentarmene. Det betyder her, at hændernes 

placering er helt afgørende, idet kraftens angrebspunkt i dette 

eksempel er i håndleddene. Generelt gælder det, at arbejdsstillingen 

er en vigtig parameter for belastningsprofilen. Eksemplet 

viser endvidere, at hvis man ændrer arbejdsbelastningen, så man 

fx minimerer belastningen i skulderen, så kan det medføre en 

markant forøgning af belastningen i lænden. Derfor er det altid 

vigtigt at anlægge et helhedssyn, når der udarbejdes forslag til en 

ændring i arbejdets udførelse. 

Muskelaktivitet (EMG) og muskelkraft 

De nødvendige muskelkræfter, der skal bruges for at opretholde 

en stilling eller udføre en bevægelse, kan beregnes, som det 

fremgår ovenfor. Men som nævnt vil der ofte foretages stabilise- 

▲ 

▲ 

▲ 

▲ 

0,531 m 

▲ 

▲ 

▲ 30 o 

▲

Biomekanik 

rende “co-contraction”, dvs muskelaktivitet på begge sider af et 

led. Dette er udpræget ved indlæring af nye bevægelser. Efterhånden 

som bevægelsen automatiseres, vil den motoriske kontrol 

optimeres og kun de nødvendige motoriske enheder rekrutteres 

(se kapitel 2). Det er det, der i idrætten kaldes at lære den rigtige 

“timing” af bevægelsen. Men selv efter en indlæringsperiode vil 

der ofte forekomme nødvendig “co-contraction”. Dette gælder 

især under meget hurtige eller præcise bevægelser. Endvidere 

gælder det, at led med stor bevægelighed som fx skulderleddet 

stabiliseres ved hjælp af muskelkræfter. Endelig vil forskellige 

muskelsynergier ofte i kombination præstere den nødvendige 

kraft. Deres trækretninger er som regel lidt forskellige, og jo mere 

de afviger fra den kraftretning, der kræves i en given situation, jo 

større kraft må de præstere ifølge vektorregningens principper. 

Derfor vil de reelle belastninger på bevægeapparatet ofte blive 

undervurderet, når de alene bygger på beregnede muskelkræfter. 

For at komme sandheden nærmere, kan man måle muskelkræfterne. 

Enkelte forsøg er foretaget på mennesker med en krafttransducer 

indopereret i akillessenen. Sådanne direkte målinger 

kan dog kun lade sig gøre i ganske enkelte tilfælde. Som regel er 

man nødt til at benytte en indirekte metode. 

Når muskler aktiveres, udsendes der elektriske signaler, som 

kan afledes med elektroder fra huden eller med meget tynde 

nåle- eller wire-elektroder stukket direkte ind i musklen. Denne 

elektriske afledning kaldes et elektromyogram eller EMG. Talrige 

forsøg på dyr og mennesker har vist, at der er en sammenhæng 

mellem musklers EMG og kraftudvikling. Det er derved muligt at 

lave en kalibreringskurve for hver muskel. Ud fra EMG-signalet 

afledt under arbejdet kan man derefter beregne kraftudviklingen. 

Kendes også den maksimale styrke for en muskel eller muskelgruppe, 

kan endvidere den relative belastning af musklerne 

beregnes. Der findes mange tabeller over maksimale muskelstyrker 

i forskellige muskelgrupper (se fx (1)). 

Normalt foretages de statiske kalibreringer i en given muskellængde, 

da denne bl.a. har indflydelse på kraftens størrelse (se 

kapitel 2, fig. 6 og 7). Også forkortningshastigheden har indflydelse 

på kraftudviklingen (se kapitel 2, fig. 8 og 9), og dynamiske 

kalibreringer kan komme på tale. Her kan man ved hjælp af passende 

filtreringer fremkomme med en nøje tidsmæssig samvariation 

mellem EMG og kraft, men sådanne kalibreringer er ret komplicerede. 

For mange muskler er sammenhængen nærmest retliniet 

mellem statisk kraft og EMG (fig. 17). I sådanne tilfælde er 

beregningerne relativt simple, og er bevægelserne ikke alt for 

hurtige og uden ekstreme bevægelsesudslag, er sådanne målinger 

ret præcise. Dette gælder mange arbejdsbevægelser i erhvervslivet, 

hvorimod der i en række idrætsdiscipliner forekommer så 

91 

Kraft (N) 

▲ 

▲ 

EMG (µV) 

Figur 17. Illustration af en 

ideel lineær sammenhæng 

mellem musklens elektriske 

aktivitet og kraftudvikling 

under en statisk kontraktion 

på submaksimale niveauer. 

Ofte ses dog afvigelser fra 

den rette linie, især når 

muskelkraften nærmer sig 

maksimale værdier, og da 

anvendes eksponentielle, 

logaritmiske eller potensapproximationer.

92 

Biomekanik 

hurtige og kraftfulde bevægelser, at denne metode formentlig i 

høj grad vil undervurdere de aktuelle kræfter, der påvirker de 

enkelte væv i bevægeapparatet. 

Arbejde og energi 

Fysisk defineres arbejde som: 

arbejde = kraft · vej (A = 4 F · 4s, hvor s står for strækning eller vej). 

Enheden for arbejde er N · m, der ikke er det samme som enheden 

for drejningsmoment. Ifølge fysikken er her N · m det samme 

som joule, J, dvs et mål for energi. Arbejde og energi måles 

således i samme enhed. Musklerne omdanner kemisk bunden 

energi til mekanisk arbejde. Forholdet mellem det udførte, ydre 

arbejde (A) og det hertil svarende energiforbrug (E) kaldes nyttevirkningen, 

N% = A · 100 . E -1 %. 

Muskler er det eneste væv, der kan omsætte kemisk energi til 

mekanisk kraft. Samtidig kan muskler forkorte sig, dvs tilbagelægge 

en vejstrækning og dermed udføre mekanisk arbejde i 

fysisk forstand. Muskelarbejdet opdeles gerne i det indre og ydre 

arbejde. Det indre arbejde er det, der medgår til at bevæge kroppens 

forskellige segmenter i forhold til omgivelserne. Mange former 

for arbejde består udelukkende af indre arbejde som fx gang 

og løb, hvor der i fysisk forstand ikke netto præsteres noget 

arbejde. Et ydre arbejde præsteres, når man løfter byrder, skubber 

en vogn op ad bakke eller cykler på en ergometercykel. Det 

samlede mekaniske arbejde er summen af det indre og det ydre 

arbejde. Begge former for arbejde kan kvantificeres ved biomekaniske 

beregninger. Ofte overses det indre arbejde, der skal 

udføres, men for musklen er det ligegyldigt, om dens arbejde 

medgår til at bevæge kroppens segmenter eller løfte en ydre byrde. 

Når muskler udfører arbejde i fysisk forstand, præsterer de kraft 

under forkortning. Det kaldes også koncentrisk arbejde. Nyttevirkningen 

ved sådant arbejde er ca 20%. Dvs at musklerne bruger 

ca 5 gange så meget kemisk bunden energi, som de leverer 

mekanisk arbejde. Resten bliver til varme. Omdannelsen af 

kemisk bunden energi til mekanisk energi kaldes for musklernes 

energistofskifte. Denne proces kræver ilt, som leveres med blodet. 

En stigning i muskelstofskiftet medfører derfor samtidig en 

øget belastning af hjerte, kredsløb og lunger. 

Muskler kan også udvikle kraft, mens de forlænges. Det kaldes


Biomekanik 

excentrisk arbejde. Herved kan de aktivt bremse en bevægelse. 

Det sker under næsten alle former for dagligdags aktiviteter. I 

fysisk forstand udfører muskler her ikke arbejde, men tværtimod 

tilføres musklen energi. Men aktive muskler kan i modsætning til 

en elastik kun oplagre elastisk energi i meget kort tid, dvs den 

kan kun inden for få millisekunder i en efterfølgende koncentrisk 

kontraktion omdannes delvist til mekanisk energi. Fysiologisk set 

koster det derfor kemisk bunden energi i musklen, når den skal 

arbejde excentrisk på samme måde som ved koncentrisk arbejde 

(se også kapitel 2, fig. 5 og 10). I fysisk forstand kan man egentlig 

ikke tale om nyttevirkning her, men fysiologisk set har det vist 

sig praktisk at indføre begrebet negativ nyttevirkning. Der skal 

bruges ca lige så meget kemisk bunden energi, som der tilføres 

mekanisk energi under bremsearbejdet. Ser man for nemheds 

skyld bort fra fortegn, bliver nyttevirkningen for excentrisk arbejde 

ca 100%. 

Under biomekaniske registreringer kan det bestemmes, om 

muskler arbejder koncentrisk eller excentrisk, og hvor stort arbejdet 

er i de to faser. Ved at dividere det ydre arbejde med de 

respektive nyttevirkninger fås et mål for energiforbruget eller 

stofskiftet, der er nødvendigt for at udføre det pågældende arbejde. 

Ofte glemmes det indre arbejde, som skal udføres, da man 

set fra et produktionssynspunkt kun er interesseret i det ydre 

arbejde, som præsteres. Det kan imidlertid medføre alvorlige fejlvurderinger, 

når det gælder om optimal planlægning af arbejdet. 

Det kan illustreres ved følgende: 

Ved en produktion skal 10 tons materialer løftes. Dette kan gøres ved at løfte 50 kg ad gangen 

(maksimal acceptabel byrdevægt i Danmark) eller fx at løfte 10 kg ad gangen. Vi antager, 

at løftene må udføres med en kropshældning på 45°, og at bevægelsen under alle løft 

er forholdsvis langsom, så en statisk beregning giver en rimelig nøjagtighed. Ifølge eksemplet 

i fig. 9 er kompressionskraften i lænderyggen ved hvert løft af 10 kg lig med 2108 N på 

grund af kroppens egen vægt i den givne arbejdsstilling og 559 N på grund af byrden, dvs i 

alt 2667 N pr løft. Skal 10 tons løftes på denne måde, betyder det, at der skal udføres 1000 

løft. Skal den akkumulerede “kompressions-dosis” estimeres for det udførte arbejde, må 

tidsaspektet inddrages. Antager vi, at hvert løft varer 0,4 sekund, så kan man tale om en 

akkumuleret belastning på 2667 · 1000 · 0,4 N · s = 1.066.800 N · s. 

Hvis der løftes 50 kg for hvert løft, bliver belastningen på lænderyggen på grund af kroppens 

egen vægt selvfølgelig uændret 2108 N og på grund af byrden 5 · 559 N = 2795 N, dvs 

i alt 4903 N pr løft. Dette løft skal dog kun udføres 200 gange for at løfte de 10 tons. Selvom 

vi nu antager, at hvert løft på grund af den større byrde udføres noget langsommere, 

93

dvs at det fx tager 0,5 sekund for hvert løft, så bliver den akkumulerede belastning mindre, 

nemlig 4903 · 200 · 0,5 N · s = 490.300 N · s. 

Belastningen beregnet på denne måde er altså mindre end det halve, når der løftes 50 kg 

ad gangen, sammenlignet med den akkumulerede belastning ved at løfte 10 kg ad gangen. 

Det medfører, at stofskiftet og dermed iltoptagelse, lungeventilation og hjertefrekvens vil 

være lavere, hvilket er blevet bekræftet ved standardiserede forsøg. Belastningen pr løft er 

naturligvis højere, når der løftes 50 kg, og overstiger i dette tilfælde acceptable værdier. 

Normalt bør kompressionskraften ikke være større end 3400 N (se kapitel 4). Reduceres 

byrdevægten imidlertid til 20 kg, bliver belastningen pr løft under de maksimalt acceptable 

værdier. Denne måde vil sandsynligvis være at foretrække frem for at løfte 10 kg ad gangen, 

idet den er mere energibesparende. 

Alt i alt kan man konkludere, at det gælder om at optimere 

belastninger, og her må man ikke alene tage hensyn til en 

enkelt parameter, men der skal anlægges et helhedssyn. 

Litteratur 

1. Chaffin DB, Andersson GBJ. Occupational biomechanics. 

Second edition. New York: John Wiley & Sons, Inc., 1991. 

2. Dempster WT. Space requirements of the seated operator. 

Geometrical, kinematic, and mechanical aspects of the 

body with special reference to the limbs. Wright Patterson 

Air Force Base, Ohio: WADC-TR-55-159, 1955. 

3. Pheasant S. Bodyspace. Anthorpometry, ergonomics and 

design. London: Taylor & Francis Ltd., 1986. 

4. Plagenhoef S. Patterns of human motion. New Jersey: Prentice-Hall, 

Inc., 1971. 

5. Winter DA. Biomechanics and motor control of human 

movement. 2nd ed. New York, Chichester, Brisbane, Toronto, 

Singapore: John Wiley & Sons, Inc, 1990.

KAPITEL 4 


Kurt Jørgensen

96 



Manuel transport er ældre end menneskeheden. Mange dyr betjener 

sig heraf, fx i forbindelse med yngelpleje, ved indsamling af 

redemateriale og føde samt ved flytning af unger for at værne 

dem mod fjender. Manuel transport har været og er af betydning 

for arternes overlevelse. I mange dele af verden er manuel transport 

stadig uhyre udbredt for mennesker, fx transporteres vand 

ved bæring mange steder i Afrika over kolossale afstande, og 

kvinder slæber i samme verdensdel stadig rundt på børnene i 

tørklæder på ryggen, indtil de er 1-2 år gamle. Selv i vores superindustrialiserede 

samfund forekommer megen manuel transport 

stadig, og en del af den er formentlig vanskelig (umulig) at fjerne. 

Det gælder i de primære erhverv, jordbrug og fiskeri, men 

også i de sekundære og tertiære erhverv, hvor især plejesektoren 

byder på et utal af svært mekaniserbare manuelle transportprocesser. 

Taxonomi 

Manuelle transportprocesser kan opdeles på følgende måde: løft, 

skub, træk og bæring. Ved løft udføres arbejde imod tyngdekraften 

på byrden og kroppen (eller dele heraf). Man kan tale om 

lave løft mellem underlag og midt-lår, og høje løft, der finder sted 

fra skulderhøjde og op til fuld strækkehøjde. Ved løft udføres 

reelt mekanisk arbejde såvel på byrden som på operatørens egne 

legemsdele, hvorved disse massedele forflyttes vertikalt. Arbejdet 

kan beregnes som disse forflytninger (m) ganget med tyngdeaccelerationen 

(9,8 m · s -2) gange de indgående masser (kg). Arbejdet 

på operatørens egne kropsdele udgør en ikke ringe del af det 

samlede løftearbejde.


Ved skub, træk og bæring på vandret underlag sker der ingen 

eller ubetydelige vertikale forflytninger af byrdens tyngdepunkt. 

Det fysiologiske arbejde ved skub og træk består ud over det 

arbejde, der skal til for at bevæge operatøren, af det arbejde, der 

skal udføres for at overvinde emnets friktion imod underlaget. 

Ved træk vil friktionen have retning væk fra operatøren og ved 

skub imod operatøren. Ved bæring består arbejdet i det “arbejde”, 

der skal udføres på operatørens og byrdens samlede tyngdepunkt. 

Dette er i fysisk forstand nul, da tyngdepunktet løftes og 

sænkes lige meget under hver gangcyklus. I fysiologisk forstand 

er bæring imidlertid energikrævende, da også negativt muskelarbejde 

kræver energifrigørelse, og fordi det negative arbejde kun i 

et vist omfang kan genanvendes ved det efterfølgende positive 

muskelarbejde (se kapitel 3). Dertil kommer den energifrigørelse, 

der er nødvendig, for at muskler i arme og krop kan fastholde 

byrden. 

Ved skub, træk og bæring på underlag forskelligt fra vandret 

skal der tillige udføres positivt (op ad bakke) eller negativt arbejde 

(ned ad bakke). 

Ud over disse fire grundformer af manuelle transportprocesser 

kan der tillige opregnes en række hybridformer, som fx rulning 

og slæbning. Fælles for manuelle transportformer er, at de udsætter 

såvel hvirvelsøjlens som skulderbæltets strukturer, dvs knogler, 

led, ligamenter samt den hertil hørende muskulatur, for store 

mekaniske påvirkninger. Dette skyldes, at kroppen simplificeret 

kan opfattes som et biomekanisk system af vægtstangsarme 

(knogler) og led, hvor tyngdekraften virker på relativt lange og 

muskelkraften på korte momentarme. Fordelen ved denne konstruktion 

er, at kroppen i bevægelsesmæssig og energetisk henseende 

får en hensigtsmæssig udformning (små inertimomenter), 

og at hurtige bevægelser muliggøres. 

Manuel transport stiller tillige store krav til organismens energifrigørende 

systemer - musklerne - samt til de dertil hørende “servicesystemer” 

- blodkredsløb og lunger. Det er en følge af det 

arbejde, musklerne skal præstere på kroppens og byrdens samlede 

tyngdepunkt. En særlig uhensigtsmæssig påvirkning af kredsløbet 

vil hyppigt være aktuel i forbindelse med manuel transport, 

som fordrer statiske eller “halv-statiske” kontraktioner især i 

arme, skuldre og ryg. Det kan føre til fortsatte stigninger af såvel 

hjertefrekvens som arterielt blodtryk og dermed til øget arbejde 

for hjertet, hvad der specielt for individer med svage hjerter er 

problematisk. 

97

98 


Manuel transport har “omkostninger” i 

form af belastningsskader 

Der findes mange epidemiologiske undersøgelser, der med al 

tydelighed viser, at tunge løft er blandt de alvorligste risikofaktorer 

for fremkomsten af arbejdsrelateret lænderygbesvær. Det er 

vist i store befolkningsundersøgelser blandt fx murere, jord- og 

betonarbejdere, såvel i Danmark som internationalt. I rapporter 

fra National Institute of Occupational Safety and Health i USA i 

1980’erne konstateredes det, at omkring 1/3 af den amerikanske 

arbejdsstyrke er tvunget til at anvende betydelig fysisk kraft ved 

det daglige arbejde. Det konstateredes yderligere, at: 

◆ overbelastningsskader på bevægeapparatet uanset art årligt 

forekommer hos ca 5% af arbejdsstyrken svarende til 1/2 mio 

arbejdere, 

◆ overanstrengelse bedømmes til at være årsagen til mere end 

60% af rygbesværet forårsaget af arbejdet, 

◆ 2/3 af alle overbelastningsskader regner man med forårsages 

af løft, mens 

◆ ca 20% forårsages af belastninger i forbindelse med arbejdsmomenter, 

der involverer skub og træk. 

Også fra dansk side er det konstateret, at lænderygbesværet i forbindelse 

med hårdt manuelt arbejde er langt mere udbredt blandt 

fx jord- og betonarbejdere, slagteriarbejdere, murere og plejepersonale 

end hos en gennemsnitsbefolkning. Fx har ca 70% af 50årige 

jord- og betonarbejdere haft ondt i ryggen inden for det sidste 

år imod ca 45% blandt en erhvervsmæssig repræsentativ gruppe 

af 50-årige mænd (se fx (10)). 

Som det kan forstås ud fra det foregående, er hvirvelsøjlen et 

svagt led i den biomekaniske kæde, som dannes af menneskets 

bevægeapparat i forbindelse med manuel håndtering. Vi vil derfor 

i det følgende beskrive og forklare nogle grundlæggende forhold 

omkring hvirvelsøjlens bygning og funktion, biomekanik. 

Hvirvelsøjlens anatomi 

Fra 2-3-års alderen er menneskets axialskelet - rygsøjlen - såvel i 

det sagittale som i det frontale plan udformet som en dobbelt Sformet 

stav, der forbinder kraniet foroven med bækkenet forne-

den. Rygsøjlen får derved en væsentlig vægtbærende funktion af 

selve kroppen og via arme og skulderbælte en tilsvarende funktion 

over for eksterne byrder, der holdes i hænderne. Hvirvelsøjlen 

er opbygget af 24 indbyrdes bevægelige byggesten - hvirvlerne, 

hvoraf der findes 7, 12 og 5 i henholdsvis hals-, bryst- og lændedel. 

Hvirvlerne består af et hvirvellegeme og en bagudvendende 

hvirvelbue, der omgiver et hvirvelhul. De forenede hvirvelhuller 

danner hvirvelkanalen, hvori rygmarven befinder sig godt beskyttet. 

På hvirvelbuerne findes forskellige fremspring, torntappe, 

tværtappe og ledtappe. På de sidste findes ledflader, 2 opad- og 

2 nedadvendte. De øvrige tappe tjener som fæste for talrige 

småmuskler og ledbånd. Kontakten mellem 2 naboled foregår i et 

såkaldt uægte led, som dannes af den støddæmperfungerende 

mellemhvirvelskive, der er indskudt imellem hvirvellegemerne. 

Derudover varetages forbindelsen af to ægte ledforbindelser, 

knyttet til ledtappene. Hvirvlerne holdes desuden sammen af 

længdegående båndforbindelser, såvel fortil som bagtil på hvirvelsøjlen, 

samt af mindre bånd, der forbinder hvirvelbuen og 

dennes tappe. 

Bevægelsesmulighederne i hvirvelsøjlen er betydelige i alle 3 

hovedplaner og kommer i stand ved en summeret bevægelse 

over det store antal involverede led. Størst sidebøjning og rotation 

forekommer i lændedelen, hvorimod brystdelen har størst 

bevægelsesudsving i sagittalplanet. Hvirvelsøjlens smidighed er 

underkastet store såvel interindividuelle som intraindividuelle forskelle. 

Sidstnævnte kan eksemplificeres ved den aldersbetingede 

reduktion i hvirvelsøjlens bevægelighed. 

For yderligere læsning, se: Bojsen-Møller & Andreasen (4); 

Bogduk & Twomey (3). 

Hvirvelsøjlens bevægelser 


Bevægelserne og stillingsopretholdelsen af hvirvelsøjlen varetages 

af kroppens muskler, der kan kategoriseres i bugmusklerne og 

rygmusklerne. Førstnævnte udgør kroppens forside og flanker og 

forbinder brystkasse og bækken. Rygmusklerne kan opdeles i de 

overfladiske rygmuskler, som funktionelt og udviklingsmæssigt 

tilhører skulderbælte og arme, samt de dybe rygmuskler. Sidstnævnte, 

som med en fælles betegnelse kaldes de paravertebrale 

muskler (para = ved siden af, vertebra = hvirvel), strækker sig 

som to muskelportioner på hver sin side af ryggens midtlinie fra 

bækkenet op til kraniets basis, og de ses hos de fleste som to 

tydelige fremhvælvinger. Denne muskulatur er vigtig for opretholdelsen 

af holdningen, men spiller også en afgørende rolle for 

99 

Figur 1. Lændehvirvelsøjlen 

set fra siden. (Bogduk and 

Twomey (3)).

100 

Figur 2. Skematisk tværsnit 

af nedre lænderyg. Skraveret 

areal er knoglevæv. Paravertebrale 

muskler: LD = 

iliocostalis, MD = longissimus, 

MF = multifidus. 

Bemærk, at muskulaturen 

er omsluttet af fascier, der 

forbinder sig med bugens 

muskler (dltf = dorsal lumbo-thoracal 

fascie, esa = 

erector spinae aponeurosen). 


individets kapacitet til at udføre manuel håndtering. Den paravertebrale 

muskulatur spiller kvantitativt den største rolle i lænderegionen, 

hvor den også er bedst udviklet og har et tværsnit, som 

hos unge, voksne mænd let kan være på 2 · 40 cm -2 (se fig. 2). 

dltf esa 

LD 

(IL) 

lia 

fs 

MD 

(LT) 

ap 

MF I 

IM 

I det følgende vil principielle sider af den paravertebrale muskulaturs 

bygning og funktion i lænden blive gennemgået. Muskulaturen 

er opbygget af et meget stort antal små enkeltmuskler, 

der med senesnipper er forbundet til hvirvler, og visse også til 

ribbenene. Musklerne er omgivet af veludviklede bindevævshinder, 

der nedbinder dem til skelettet (hvirvlerne), og som i øvrigt 

forbinder dem til bugmusklerne. På den måde kan ryggens 

muskler arbejde synergistisk med bugens, fx ved rotationer af 

kroppen. Kontraktionsniveauet af muskelgruppen, som det kan 

vurderes ved overflade-elektromyografi, varierer fra 2-5% MVC 

ved stående hvile, over 3-15% MVC ved siddende stilling til 75- 

100% MVC ved manuel håndtering af byrder. 

Den paravertebrale muskulatur består af: 

◆ Multifidus-musklerne, som forbinder hver torntap med tværtappe 

to til fem hvirvler længere nede. 

◆ De lumbale longissimus-muskler, der forløber fra den inderste 

del af tværtappen til de mediale dele af hoftebenet. 

◆ De lumbale iliocostalis-muskler har udspring på spidsen af 

tværtappene af første til fjerde lændehvirvel og fæster på den 

bageste del af hoftebenskammen. 

Multifidus og longissimus synes at have et særligt ansvar for den 

vedvarende (toniske) bilaterale aktivitet i muskelgruppen, mens 

lia 

fs

iliocostalis i højere grad deltager i fasiske og asymmetriske aktiviteter. 

Den paravertebrale muskelmasse er veltilpasset til at udføre 

langtidskontraktioner, da disse musklers udholdenhed er stor 

sammenlignet med andre skeletmuskler. Den biologiske forklaring 

herpå kendes ikke fuldt ud, men aktuel forskning viser, at 

musklerne er særligt rige på de vanskeligt trætbare type I-muskelfibre 

(se kapitel 2). Derudover er de rigt kapillariserede, og gennemblødningen 

er favorabel, ligesom enzymaktiviteten i såvel de 

anaerobe som de aerobe stofskifteprocesser er over gennemsnittet 

for andre skeletmuskler. Det er absolut tænkeligt, at disse forhold 

bidrager til den forøgede udholdenhed i muskelgruppen (7). 

Hvordan opretholdes den stående stilling? 

Den stående stilling vedligeholdes ved et kompliceret samspil 

mellem på den ene side tyngdekraften og på den anden side 

kraften i den posturale muskulatur. Den rette afbalancerede tonus 

i muskulaturen medieres såvel ved påvirkning fra motoriske centre 

i CNS (feed-forward kontrol) som via forskellige sanser, fx 

syn, ligevægtssans, mekanoreceptorer i hud, led og muskler 

(feed-back kontrol). Forsøg har vist, at tyngdelinien i den almindelige 

stående “hvile-stilling” forløber foran de fleste af hvirvelsøjlens 

og benenes led. Derfor er det i denne stilling først og 

fremmest muskler på legemets bagside, der udøver den posturale 

kontrol, hvad de, jf det forrige afsnit, er særligt velegnede til. 

Vurdering af belastningen på ryggen 


En ydre belastning på hvirvelsøjlen resulterer i deformeringer i 

ryggens væv, ligesom den kan give anledning til bevægelser. 

Hvirvelsøjlens enkelte segmenter udsættes derved for kompressionskræfter, 

der virker parallelt med hvirvelsøjlen (kompression 

og udspænding), og forskydningskræfter, der virker i transversale, 

eller tværgående, retninger (shear forces). Begge kræfter kan 

naturligvis foranledige rotationer i det omfang, de ikke “rammer” 

ledakserne. Alt efter størrelsen af de arealer, som udsættes for 

kræfterne, opstår der større eller mindre deformeringer af strukturerne 

(strains). I virkelige arbejdssituationer påvirkes hvirvelsøjlen 

i mange retninger. Under et løft fra gulv til bord i en løfteretning, 

der er forskellig fra lodret, vil operatørens hvirvelsøjle udsættes 

for såvel kompression, sidebøjende, roterende og tværgående 

101

102 


kræfter. Disse kræfter vil være til stede i varierende kombinationer 

i løftets forskellige faser og er meget vanskelige at analysere. 

Målemetoder 

På trods af ovennævnte vanskeligheder er det muligt med forskellige 

mere eller mindre direkte metoder at kvantificere belastningen 

på ryggens strukturer. Disse metoder kan groft opdeles i 

biologiske målinger, biomekaniske modeller, observationsmetoder 

og psykofysiske metoder. Mekanikkens metoder til at måle 

kræfter og tryk direkte forudsætter, at der gøres indgreb for at 

placere krafttransduceren i det væv, der skal studeres, og det kan 

i praksis vanskeligt lade sig gøre. 

Hyppigt anvendt er henholdsvis elektromyografiske målinger 

på lændens muskler og ud fra kendskab til personens og en byrdes 

størrelse og vægt at beregne sammentrykningskraften i lænderyggen. 

En tredje umulighed er at observere, hvor hyppigt og 

hvor lang tid overkroppen befinder sig i forskellige positioner, og 

hvor ofte forandringer sker fra en position til en anden. 

Biologiske målinger 

Ud fra en opfattelse af, at rygbelastningen udgøres af summen af 

kræfterne i truncus (torso’s) forskellige væv, har man under forskellige 

løftesituationer i laboratorieforsøg samtidigt forsøgt at 

måle discustrykket (DP = disc pressure), trykket i abdomen (IAP 

= intraabdominal pressure) og rygstrækkernes elektromyogram 

(EMG). DP måler trykket i mellemhvirvelskiverne, hvorved 

belastning på disci og hvirvellegemer kan beregnes. IAP er et 

resulterende svar på de kræfter og tryk, der er til stede i bughulen, 

og som bæres af dennes vægge, dvs bugvæggen, mellemgulvet 

og bækkenbunden. IAP kan anvendes som et groft estimat af 

kompressionstrykket i ryggen. Derimod er der ikke enighed om, 

hvorvidt IAP kan aflaste kompressionstrykket. Fra en måling af 

mellemhvirvelskivernes og bækkenbundens areal kan de kræfter, 

der generer DP og IAP, beregnes. EMG måler graden af aktivitet i 

ryggens muskler og er derved et indirekte udtryk for kraften i 

ryggens muskler. 

DP kan af indlysende grunde ikke måles på arbejdspladser, 

men ved at undersøge sammenhængen imellem DP og de øvrige 

størrelser kan man få et grundlag at beregne DP ud fra. Både 

EMG og IAP har metodiske svagheder, fx er relationen mellem

DP 

▲ 

EMG 

DP og IAP problematisk, idet det er fundet, at IAP ikke stiger lineært 

over hele det relevante belastningsområde. Ulempen ved 

EMG-metoderne er, at de i et vist omfang er afhængige af hvirvelsøjlens 

stilling. Det er velkendt, at ryggen i en stærkt fremadbøjet 

stilling kan belastes helt uden EMG-aktivitet i de paravertebrale 

muskler, sandsynligvis fordi elastiske kræfter i ligamenterne overtager 

“arbejdet”. Bortset herfra kan EMG-metoderne i øvrigt anvendes 

under alle forhold, og EMG’erne kan med moderne computerteknik 

analyseres mhp såvel belastning som belastningsvariation. 

Tillige bevirker ny teknologi, at de er blevet enklere at anvende, 

og at modtageligheden for “støj” er mindsket væsentligt. 

Biomekaniske modeller 

▲ 

▲ 

IAP 


Biomekaniske modeller har længe været brugt ved vurdering af 

rygbelastninger. De findes som simple statiske 2-dimensionale 

sagittalmodeller, hvor enkle antropometriske mål og byrdevægte 

er de indgående parametre (se kapitel 3). Modellerne hviler på 

biomekaniske principper. Ved løft, træk eller skub er hænderne 

påvirket af ydre kræfter (fx tyngdekraftens træk i en byrde), og 

103 

Figur 3. Belastninger på 

ryggen kan undersøges ved 

måling af trykket i discus 

(DP), i bughulen (IAP), 

samt ved elektromyografi af 

de paravertebrale muskler 

(EMG).

104 


samtidig er kroppens dele påvirket af tyngdekraften. Alle disse 

kræfter påvirker de indgående led (fx ryggen, skulderen og albuen) 

med et ydre drejningsmoment. For at modvirke dette skal 

musklerne omkring leddene præstere et modsatrettet drejningsmoment 

af samme størrelse. De indre drejningsmomenter har 

som tidligere nævnt ofte konstante og ret korte vægtstangsarme 

(bestemt af de anatomiske kendsgerninger). Det betyder, at jo 

større ydre drejningsmomenter, der er tale om, desto mere 

muskelkraft skal præsteres, og dermed også desto større kræfter 

på andre dele af bevægeapparatet, fx på ledbånd, ledbrusk og 

knogler. På grund af computerteknologiens udvikling er den biomekaniske 

modelbygning i løbet af de sidste 10 år udviklet med 

henblik på dynamiske 3-dimensionale modeller. 

Nyere forskning viser, at statiske biomekaniske modeller af 

manuel transport kan undervurdere kompressionskræfterne 

meget betydeligt. Årsagen hertil er, at de statiske modeller ikke 

tager hensyn til “co-contractioner” i muskulaturen og til de faktisk 

forekommende accelerationer, når beregninger af “bone-onbone”-kræfterne 

udføres. (For yderligere læsning, se (14)). 

Observationsmetoder 

Der er i årenes løb udviklet mange observationsmetoder til at 

vurdere lænderygbelastning ved manuel transport, både mhp at 

bedømme forandringer af arbejdsteknisk art og for at kunne 

kvantificere belastningsdoser i epidemiologiske sammenhænge. 

Det karakteriserer mange af metoderne, at de er ad hoc udviklede 

inden for projekter, og det hører til sjældenhederne, at de er 

vurderet mhp validitet og reproducerbarhed, såvel inter- som 

intraobserveret reproducerbarhed (8). I et nyligt publiceret sammenlignende 

studie er det vist, at der er tydelige forskelle mellem 

de studerede observationsmetoders vurdering af lokalbelastningen 

på lænderyggen (9). Kriterierne for, om en arbejdsoperation 

karakteriseres som acceptabel, uacceptabel eller kritisk, er i mange 

tilfælde diffuse og svære at sammenligne. På den baggrund er 

de observationsmetoder, som udskiller et vist antal faktuelle 

hændelser fra vurderingen af belastningen, at foretrække (fx hvor 

mange løft, byrdevægt, bevægelsesudslag, retning og størrelse). 

Psykofysiske metoder 

For de psykofysiske metoder gælder det, at de i betydeligt 

omfang, og med held, bruges til at studere belastningsudvikling/ 

træthedsudvikling over tid, hvorimod de ved vurdering af absolut

ygbelastning har behov for at blive yderligere evalueret i kombination 

med objektive metoder (13). 

Sammenfattende må det bedømmes, at det er inden for de biomekaniske 

modeller, man nu og i fremtiden skal finde de mest 

lovende værktøjer til bedømmelse af lænderygbelastningen i forbindelse 

med erhvervsarbejde. 

Risikofaktorer i arbejdsmiljøet 

Flere betydelige oversigtsarbejder fra de seneste 10 år har fremhævet 

hårdt fysisk arbejde, tunge løft, foroverbøjede/fremadfældede 

arbejdsstillinger, vridninger og andre akavede bevægelser 

som risikofaktorer for lænderygbesvær. Hertil kommer, at også 

social/psykologiske forhold som ensformighed og monotoni 

synes at spille en ikke uvigtig rolle. Hårdt fysisk arbejde og tunge 

løft er faktorer, som flest epidemiologiske undersøgelser har fundet 

er risikofaktorer for lænderygbesvær. Det er tillige i prospektive 

undersøgelser vist, at tilpasning af løftejob til dem, der løfter, 

er den mest lovende metode til at forebygge lænderygbesvær. 

En klassisk epidemiologisk undersøgelse på dette område blev 

udført i USA af Chaffin og Park (6). Den viste, at hyppigheden af 

lænderygbesvær var relateret til de estimerede (fra biomekanisk 

model) kompressionskræfter i ryggen, svarende til overgangen 

mellem lænderyg og korsben (fig. 4). 

Krav/kapacitet i forbindelse med 

manuel transport 


For at mindske det arbejdsbetingede lænderygbesvær har man i 

forskellige sammenhænge bl.a. forsøgt sig med at opstille 

grænser og/eller retningslinier for maksimalt acceptabelt løft. 

Arbejdstilsynet i Danmark startede i begyndelsen af 70’erne med 

dette inden for udvalgte områder af manuel transport (kødkroppe, 

sække, gasflasker, skoveffekter). På tilsvarende måde har man 

arbejdet på det amerikanske arbejdsmiljøinstitut (NIOSH) i sidste 

halvdel af 70’erne og op gennem 80’erne. Dette har ført frem til 

et sæt guidelines for manuel transport, der har tjent som en væsentlig 

inspirationskilde også i Europa, hvor en international eks- 

105 

Figur 4. Sammenhæng mellem 

lænderygbesvær og 

den beregnede kompressionskraft 

på discus’en under 

5. lændehvirvel (NIOSH 

(11)). 

20 · 

15 · 

10 · 

5 · 

0 · 

Forekomst af 

lænderygsmerte 

(hyppighed 

pr 200.000 

mandearbejdstimer) 

▲ 

0-250 

250-450 

450-650 

650 + 

Beregnet kompressionskraft 

i Kp på L 5S 1 discus (Kp = 9,8 N)

106 


pertgruppe under Kommissionen for De Europæiske Fælleskaber 

i 80’erne har udarbejdet et dokument vedrørende europæiske retningslinier 

for fysisk kraftanvendelse ved arbejde. På grundlag af 

blandt andet dette har man i Danmark udarbejdet retningslinier 

for tilladeligt løftearbejde, ligesom man inden for den europæiske 

standardiserings-organisation CEN nu er ved at udarbejde europæiske 

standarder inden for manuel håndtering. Nogle af disse 

tiltag vil blive konkretiseret i afslutningen af dette kapitel. 

Baggrunden for alle disse aktiviteter er, at man har en betydelig 

viden om de belastninger, som hvirvelsøjlen udsættes for især 

ved løft, men også ved andre former for manuel transport, samt 

om, hvilke påvirkninger ryggen kan tåle. 

Hvad kan vævene i ryggen tåle? 

Enkeltstående belastninger 

In vitro undersøgelser af hvirvelsøjlens modstandskraft over for 

kompressionskræfter viser, at der ved belastninger på mellem 

2000 og 12.000 N begynder at opstå brud. Disse brud kan være 

lokaliseret hvor som helst i hvirvelsøjlens strukturer, men noget 

tyder på, at især bruskendepladerne på overgangen mellem discus 

og hvirvellegeme er særlig udsatte. Der er en meget stor variation 

i den kritiske brudgrænse, som bl.a. afhænger af køn, alder 

og stedet i hvirvelsøjlen (lumbaldelen er stærkest) samt knogletæthed, 

som er yderst variabel fra en person til en anden. Knogletætheden 

er ens i bryst- og lænderyg, hvorfor de stærkere lumbalhvirvler 

udelukkende skal forklares ud fra deres større dimension. 

Ovenfor er det nævnt, hvad ryggens væv kan tåle. For at 

kunne etablere sikkerheds-marginer skal vi herefter se, hvor store 

kræfter og tryk der induceres i ryggen som følge af manuel håndtering. 

Som tidligere nævnt er der her tale om såvel kompressionskræfter 

som forskydningskræfter. De første lader sig bestemme 

ved at måle trykket i discus’ midterparti (nucleus pulposus) ved 

hjælp af en trykfølsom kanyle. Ud fra sådanne trykbestemmelser 

kan kompressionskræfterne beregnes, når tværsnittet af discus 

kendes. Sidstnævnte kan bedømmes ved scanning. Trykket angives 

i mega-pascal (MPa) (1 MPa = 10 6 · N · m -2 =10 2 N · cm -2 , en 

lændehvirveldiscus er 15-20 cm 2 ). 

Kompressionskraften ved løft afhænger af flere faktorer, hvoraf 

byrdens vægt og størrelse, placering før og efter løftet, løftevejen

i relation til relevante omdrejningsakser i hvirvelsøjlen samt løftehastigheden 

er de vigtigste. 

Discustryk-målinger har vist, at der ved hensigtsmæssigt henholdsvis 

uhensigtsmæssigt løft af 20 kg fra stol til bord opstår 

kompressionskræfter på 2500 N respektive 3500-4000 N. Der er 

påvist en retliniet sammenhæng imellem byrdens størrelse og 

kompressionskraften under i øvrigt standardiserede løftebetingelser. 

Tillige er det vist, at der i ubelastet stående stilling er en 

kompressionskraft i lænden på ca 1000 N. 

Ved løft under optimale betingelser af 10 kg, 20 kg, 30 kg, 40 

kg, 50 kg og 60 kg kan kompressionkraften i lænden herefter 

beregnes til 1750 N, 2500 N, 3250 N, 4000 N, 4750 N og 5500 N. 

Ved uhensigtsmæssige løft, asymmetriske belastninger, lang 

afstand til byrde fra krop, løft under sidebøjning og rotation af tilsvarende 

byrder vil kompressionkraften i lænden forøges med 

helt op til 200%. 

Konkluderende må man sige, at løft selv under de gunstigste 

forhold inducerer kompressionkræfter i lænderyggen af størrelsesordenen 

1000 N, og at disse i øvrigt er relateret til såvel byrdevægten 

som vægten af truncus, hals, hoved og arme. Endvidere 

er det vist, at skader i hvirvelsøjlen hos nogle yngre og midaldrende 

kan opstå ved påvirkninger større end 2000-3000 N, og at 

mange vil få mindre skader ved kompressionskræfter mellem 

4000 N og 5000 N. 

Dette giver en rimelig baggrund for at forstå de epidemiologiske 

kendsgerninger, der foreligger vedrørende tunge løft og lænderygbesvær. 

Gentagne belastninger 


Ved gentagne belastninger af lænderyggen fx ved gentagne løft 

er vor viden knap så udbygget. Dog foreligger der nyere undersøgelser 

fra Tyskland, som kaster et vist lys over dette felt. Brinkmann 

og medarbejdere (5) har vist på knoglepræparater (2 hvirvler 

og en mellemliggende discus), at sandsynligheden for 

træthedsbrud stiger både med antallet af belastninger og belastningernes 

relative størrelse i forhold til den maksimale kompressionsbelastning 

(fig. 5). Det er sket ved at belaste knoglesegmenterne 

cyklisk med en hyppighed af 15 belastninger pr sek. “oven 

på” en basisbelastning svarende til 700 N. Sidstnævnte belastning, 

som formentlig er lidt lavt sat, repræsenterer nemlig middelbelastningen 

på lændehvirvelsøjlen i en stående stilling. Der blev 

anvendt belastningsamplituder, således at disse plus basisbelastningen 

svarede til forskellige procenter af den “ultimative kompressionskraft” 

(max). 

107

L = 60-70%, N = 11 

108 

L = 50-60%, N = 13 

Figur 5. Sandsynlighed for 

brud ved forskellige belastninger 

og belastningsfrekvenser 

(Brinkmann et al. 

(5)). 

9 


63 

0 

L = 40-50%, N = 22 

91 91 

39 

0 

62 

L = 30-40%, N = 11 

100 

36 

85 

0 0 

L = 20-30%, N = 12 

92 

55 55 

0 0 0 0 

. 

10 

18 18 

. 

100 

. 

500 

. 

1000 

. 

5000 

Træthedsbrud i knoglesegmentet blev fastlagt til den belastningscyklus, 

hvor distinkte forandringer i knoglesegmentdeformationen 

indtraf. Ved belastninger under 30% af max var der praktisk 

taget ingen træthedsbrud selv efter 5000 belastningsgentagelser. 

Ved en relativ belastning på 50-60% derimod vil sandsynligheden 

for træthedsbrud være 40% henholdsvis 92% efter 100 og 

5000 belastningsgentagelser. Sætter man en ultimativ kompressionskraft 

til 7000 N, og vi antager, at et løft på 40 kg introducerer 

en kompressionskraft i hvirvelsøjlen på 4000 N (se foran), vil den 

relative belastning på et knoglesegment i lænderyggen være 50- 

60%, hvilket betyder, at 40% af en gruppe vil få træthedsbrud i 

lænderyggen efter at have løftet 100 . 40 kg = 4000 kg under optimale 

betingelser. Ud fra et praktisk synspunkt er det perspektivrigt, 

at 100 løft udført med en frekvens på 15 løft i minuttet svarer 

til sammenlagt 6-7 minutters løftearbejde, hvorimod 5000 løft 

med samme løftefrekvens svarer til ca 5,5 timers løftearbejde. 

Hvis byrdevægten reduceres til 10 kg f 1750 N f 25% relativ 

belastning, vil der risikofrit kunne løftes op til 1000 gange (f ca 1 

time), og den samlede “tonnage” bliver således 10 . 1000 = 

10.000 kg. Når den slags eksempler præsenteres, er det vigtigt at 

68 

27 

8 

Antal belastninger 

▲

etone, at mange individer faktisk har en ultimativ kompressionskraft, 

der er væsentlig lavere end 7000 N. Det bør også betænkes, 

at så hyppige løft kan være uacceptable ud fra andre kriterier, fx 

energetiske (se senere). 

Grænser for løft 


Da man ved, at en række forhold vedrørende manuel transport 

indebærer skaderisici for lænderyggen, er det ud fra et forebyggende 

synspunkt betydningsfuldt, om sådanne potentielle skadevoldende 

faktorer kan reguleres. Til dette formål kunne det være 

hensigtsmæssigt at etablere et sæt af grænseværdier for manuel 

håndtering af byrder. Før den slags iværksættes, må man gøre sig 

klart, om den nødvendige basis af viden inden for feltet eksisterer, 

og at grænseværdiudformningen skal være så enkel, at 

grænserne let kan administreres i dagligdagen. Enkelhed på dette 

område kan være vanskelig at opnå, fordi påvirkningen ved en 

manuel transportproces (et løft fx) ud over byrdens vægt også er 

afhængig af en lang række forhold, hvoraf forflytningsvej, -niveau 

og -hastighed er nogle. Man kan således ved opstilling af for enkle 

grænseværdier, fx en simpel vægtgrænse, derfor let opnå det 

modsatte af, hvad man ønsker. En lille byrde kan godt frembyde 

en stor rygbelastning, hvis den løftes langt fra kroppen. Ikke 

desto mindre har det tidligere været almindeligt at angive simple 

vægtgrænser. Fx anbefaler International Labour Office (ILO) en 

absolut øvre værdi på 55 kg for enkeltløft. I 60’erne offentliggjorde 

ILO tillige et dokument, der omfattede delvis arbitrært fastsatte 

grænseværdier for enkeltløft specificeret for alder og køn. 

Det mest veldokumenterede arbejde på området har imidlertid 

USA’s arbejdsmiljøinstitut (NIOSH) taget initiativ til i 70’erne. Her 

har man på baggrund af epidemiologisk, biomekanisk, fysiologisk 

og psykofysisk viden, således som den kan udtrækkes af 

mere end 600 videnskabelige referencer, fastsat kriterier og på 

baggrund heraf opstillet guidelines for symmetriske 2-hånds-løft. 

Her har man defineret de byrder, som anses sikkert (risikofrit) at 

kunne løftes over længere tid i forskellige afstande fra kroppen, 

med varierende løftehøjde og med forskellige løftefrekvenser. 

Her defineres dels en “action limit” (AL), op til hvilken løft anses 

at være acceptabelt for samtlige mænd og kvinder i den arbejdsføre 

befolkning, og dels en “maximum permissible limit” (MPL), 

som ikke må overskrides (11). I zonen mellem disse grænser er 

der behov for en nøjere granskning af de omstændigheder, hvorunder 

løftet foregår. Godt arbejde inden for dette område er i 

109

110 


gang, men langtfra færdigt. Der må til stadighed ske justeringer 

og modifikation af givne grænser og retningslinier i takt med, at 

vores viden på de biomekaniske og fysiologiske områder 

forøges. 

I det efterfølgende angives kriterier for de to grænser. 

MPL er defineret på baggrund af følgende fire kriterier: 

◆ Epidemiologisk er hyppigheden og alvorligheden af muskuloskeletale 

skader øget signifikant, når erhvervsarbejdet udføres 

over MPL. 

◆ Den biomekaniske kompressionskraft på nedre lænderyg kan 

af de fleste ikke tåles, når den overstiger 6500 N. Det forekommer, 

når arbejdsvilkårene overstiger MPL. 

◆ Arbejdsstofskiftet overstiger 20 kJ · min -1 eller 1 lO2 · min -1 hos 

de fleste, der arbejder over MPL. 

◆ Kun 25% af mænd og mindre end 1% af kvinder har en 

muskelstyrke, der gør dem skikket til at arbejde over MPL. 

AL: Den store individuelle variation i de fysiologiske og biomekaniske 

kapaciteter nødvendiggør administrative tiltag, når arbejdsvilkårene 

overskrider AL, fordi: 

◆ Hyppigheden og alvorligheden af muskulo-skeletale skader 

forøges moderat i grupper, der udsættes for løft ud over AL. 

En kompressionskraft på op til 3400 N kan tåles af de fleste 

unge, raske individer. 

◆ Arbejdsstofskiftet overskrider 15 kJ · min -1 eller 0,75 lO 2 · min -1 

for de fleste, der arbejder over AL. 

◆ Mere end 75% af kvinder og næsten alle mænd er i stand til at 

løfte de belastninger, der er fastsat ved AL. 

På fig. 6 ses de tre områder MPL givet for 

enkeltløft (dvs max 12 løft i timen) udført med to hænder fra 

gulv til bord (vertikal distance 15 cm til 75 cm) ved forskellige 

placeringer af hænderne på byrden. Eksempel: Fattes byrden 30 

cm foran fødderne, er AL ca 12 kg og MPL ca 45 kg. 

Det skal nævnes, at NIOSH guidelines er blevet modificeret til 

også at tage hensyn til gribbarhed af byrderne og til asymmetriske 

løftebetingelser (12). For sådanne løft opereres der kun med 

én grænse: “recommended weight limit” (RWL). For uddybende 

læsning henvises til Ayoub og Mital (2). De ovenfor nævnte kriterier 

kan let kritiseres. Fx vil et arbejdsstofskifte på 15 kJ · min -1 

overskride, hvad der er forsvarligt for flertallet af kvinder og 

mange midaldrende og ældre mænd, nemlig dem, hvis aerobe

Byrdevægt 

(N) 

▲ 

1 kg ~ 9,8 N 

800 

600 

400 

200 

▲ 

Administrative 

foranstaltninger 

nødvendige 

Acceptable 

løftevilkår 

▲ 

▲ 

"Kropsgrænse" 

0 . . . . . 

0 20 40 60 80 

Horisontal placering af byrden ved løftets begyndelse (cm) 

▲ 

Horisontal (+) 

▲ 


Funktionel 

max. rækkeafstand Maximum 

permissible 

limit (MPL) 

Action limit (AL) 

kapacitet er lavere end 2,1 lO 2 · min -1 svarende til 42 kJ · min -1 . 

Det baseres på omfattende studier, der viser, at man ved langvarigt 

arbejde ikke bør belaste sit energifrigørende system med 

mere end ca 35% af den maksimale kapacitet, hvis overbelastning 

skal undgås. 

Inden for De europæiske Fællesskaber, herunder i Danmark, 

har man yderligere bearbejdet grænseværdiproblematikken. Her 

har man til dels med udgangspunkt i NIOSH guidelines defineret 

øvre grænser for yngre individer, der udfører symmetriske - 

2-hånds - enkeltløft (højst 1 løft hvert andet minut) under optimale 

omstændigheder på 40-55 kg. Den grænse kan så reduceres, 

såfremt løftet ikke foregår under optimale omstændigheder. 

Blandt disse er rækkeafstanden til byrden den vigtigste. Disse 

grænseværdier blev lanceret i Danmark af Arbejdstilsynet i 1987, 

idet man her fastsatte 50 kg som øverste grænse. I øvrigt visualiseredes 

grænseværdierne på udmærket måde som vist i fig. 7 (1). 

På denne baggrund er det værd at være opmærksom på, at 

▲ 

Lateral (+) 

▲ 

▲ 

Nulpunkt for H 

H 

▲ 

▲ 

▲ ▲ 

111 

Figur 6. “Action limit” og 

“maximum permissible 

limit” for manuelle løft af 

byrder i forskellige horisontale 

afstande fra kroppen. I 

det aktuelle tilfælde forudsættes 

det, at byrden løftes 

fra gulvet (gribehøjde 15 

cm fra gulvet) til knæhøjde 

(60 cm fra gulvet) med en 

frekvens af højst et løft pr 

minut (NIOSH (11)).

112 

Figur 7. Figur til vurdering 

af kritiske byrdevægte i 

relation til rækkeafstanden 

(for enkeltløft af små kompakte 

byrder). 

Rødt område: Løft over de 

angivne grænser anses for 

sundhedsskadeligt. 

Gult område: Løftet skal 

vurderes ud fra samtlige 

belastende faktorer. 

Grønt område: Byrdevægt 

og rækkeafstand er acceptabel, 

såfremt de øvrige 

belastningsfaktorer også er 

det. 


Tæt ved krop 

ca 15-20 cm 

Underarms afstand 

ca 30 cm 

Gult 

“den mindste europæiske fællesnævner” på området er udtrykt i 

De europæiske Fællesskabers (1991) vedtagne minimums-direktiv. 

Dette dokument er fuldt af gode hensigter, som dog også 

passende er ukonkrete. Uacceptable byrder karakteriseres heri 

som følger: 

Manuel håndtering af byrder repræsenterer en risiko specielt 

for rygskader, hvis byrden er: 

◆ for tung eller for stor 

◆ vanskelig at gribe fat i og uhåndterlig 

◆ ustabil 

3/4 arms afstand 

ca 45 cm 

50 kg . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 

Rødt 

30 kg . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 

15 kg . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 

11 kg . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 

7 kg . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 

Grønt 

3 kg . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

◆ anbragt så det forudsætter bøjet og roteret stilling af kroppen 

at få den løftet 

◆ hvis dens indhold eller konsistensen heraf kan beskadige 

individet. 

Man må håbe, at de enkelte medlemslande, ligesom fx Danmark, 

følger minimumsdirektivet op med mere håndfaste retningslinier. 

Arbejdsteknik 


På de foregående sider har vi brugt udtryk som hensigtsmæssig 

eller optimal arbejdsteknik - hvad går det ud på? Det vil blive 

eksemplificeret ved nogle krav til en god løfteteknik, som er 

begrundet i biomekaniske overvejelser og modeller, arbejdsfysiologiske 

forsøg samt almindelig sund fornuft: 

1. Vurdér byrdens vægt. 

2. Løft først, når du har godt greb i byrden og et sikkert fodfæste. 

3. Løft tæt ved kroppen med vægten ligeligt fordelt i begge 

hænder. 

4. Hold ryggen så rank og opret som muligt. 

5. Løft ikke under knæhøjde eller over skulderhøjde. 

6. Løft i roligt tempo. 

7. Brug tekniske hjælpemidler. 

8. Vær flere om at løfte, når byrden er tung. 

Punkt 1. og 2. er vigtige for at indsætte og anvende netop den 

muskelkraft, der er nødvendig, også for at undgå skadevoldende 

fejlbelastninger. 

Punkt 3., 4., og 5. har alle til formål at mindske tyngdekraftens 

momentarm(e) og dermed kompressionskraften på hvirvelsøjlen. 

Punkt 6. er begrundet med, at store hastighedsforandringer 

betyder store accelerationer og dermed store kraftpåvirkninger (jf 

Newtons 2. lov F = m · a (se kapitel 3)). 

Disse krav og principper kan udmøntes i forskellige arbejdsteknikker, 

som hver især har flere indlæringsmetoder, som der imidlertid 

ikke er mulighed for at komme ind på i denne sammenhæng. 

Det er mærkværdigt, at skønt arbejdstekniske programmer 

har været gennemført i mange år og på mange niveauer, er der 

forbløffende få gode studier, der viser disse programmers virkning. 

Afslutningsvis bør man gøre sig klart, at hverken de mest opda- 

113

114 


terede grænseværdier eller anvendelsen af de mest hensigtsmæssige 

og optimale arbejdsteknikker vil kunne fjerne arbejdsrelateret 

lænderygbesvær fuldstændigt, men er formentlig nogle vigtige 

forudsætninger herfor. Andre handler om at være i god fysisk 

form og atter andre om arbejdsgivernes ansvar for at organisere 

arbejdet, så det er præget af variation og indhold. 

Litteratur 

1. Arbejdstilsynet. Vurdering af løft. At-meddelelser 1994; 4.05.2. 

2. Ayoub MM, Mital A. Manual materials handling. London, 

New York Philadelphia: Taylor & Francis, 1989. 

3. Bogduk M, Twomey LT. Clinical anatomy of the lumbar 

spine. Churchill & Livingstone, 1987. 

4. Bojsen-Møller F, Andreasen E. Bevægeapparatet, Anatomi 1. 

København: Gyldendal (9. udgave), 1993. 

5. Brinkmann P, Biggemann M, Hilweg D. Fatigue fracture for 

human lumbar vertebrae. Clinical Biomechanics 1988; 

(suppl). 

6. Chaffin DB, Park KS. A longitudinal study of low-back pain 

as associated with occupational weight lifting factors. Am Ind 

Hyg Assoc J 1973;32:513-525. 

7. Jørgensen K, Nicolaisen T, Kato M. Muscle fiber distribution, 

capillary density, and enzymatic activities in the lumbar paravertebral 

muscles of young men. Significance for isometric 

endurance. Spine 1993;11:1439-1450. 

8. Kilbom Å, Horst D, Kemmlert K, Richter A. Observationsmetoden 

för registrering av belastningar på rörelsesapparaten 

- en litteraturstudie. Arbete och Hälsa 1986;21:1-91. 

9. Kilbom Å, Jørgensen K, Fallentin N. Belastningsregistrering i 

yrkesarbete - en jämförelse mellan observationsmetoder, 

fysiologiska mätningar och subjektiv skattning. Arbete och 

Hälsa 1989;38:1-56. 

10. Kuorinka I, Jonsson B, Jørgensen K, et al. Arbetsrelaterade 

sjukdomar i rörelseorganen - förekomst, orsaker och förebyggende. 

En kundskaps- och problemöversikt. Copenhagen: 

Nordisk Ministerraad, 1990. 

11. NIOSH. Work practices guide for manual lifting. NIOSH 

Technical report. Cincinnati: NIOSH, 1981. 

12. NIOSH. Scientific support documentation for the revised 1991 

NIOSH lifting equation: Technical contract reports. 

Springfield: U.S. Department of commerce. National Technical 

Information Service, 1991.


13. Nordin M. Methods for studying work load with special 

reference to the lumbar spine. Disputats. Göteborg: Sahlgren 

Hospital, University of Göteborg, Sverige, 1982. 

14. Pedersen MB, Christensen H, Søgaard K. Træk og skub af 

2- og 4-hjulede vogne. AMI-rapport 1992;38:1-28. 

115

KAPITEL 5 

Tungt fysisk 

arbejde 

Nils Fallentin

118 



De fysiske belastnings- eller påvirkningsfaktorer, som i dag anses 

for at være tættest forbundet med nedslidning og udstødning fra 

arbejdsmarkedet, er: 

◆ Tungt fysisk arbejde, 

◆ Arbejde med tunge løft, 

◆ Arbejde med statiske belastninger og 

◆ Arbejde med ensidigt gentagne bevægelser. 

Tungt fysisk arbejde karakteriseres ved arbejdsopgaver, som 

engagerer store muskelgrupper (helkropsarbejde), belaster energiomsætningen 

og stiller krav om høj iltoptagelse. Fra tidligere 

tiders dominerende rolle inden for de primære erhverv som landbrug, 

fiskeri og ikke-mekaniseret industri har det tunge fysiske 

arbejde skiftet profil og karakter igennem de seneste ti-år. I dag 

findes fysisk krævende arbejdsopgaver i store dele af servicesektoren, 

repræsenteret i job inden for fx rengørings- og renovationsarbejde, 

sygehus- og plejeområdet, restaurations- og hotelvirksomhed 

etc. Denne delvise omlægning eller forskydning har 

resulteret i en fejlagtig opfattelse af det fysisk tunge arbejde som 

en belastningsfaktor i arbejdsmiljøet under hastig afvikling. 

Arbejde eller job med høje fysiske krav udgør imidlertid en 

betragtelig del af dagens arbejdsmarked, og en lang række faktorer 

antyder, at arbejdsmiljømæssige problemer i denne forbindelse 

tenderer mod at øges snarere end mindskes i de kommende 

år. 

Kvantitativt angives de fysisk tunge job i Sverige at udgøre ca 

halvdelen af samtlige 4,2 mio job (1); et billede, som sandsynligvis 

afspejler situationen i Danmark. Medvirkende til de høje cifre 

er ud over forskydningen af det tunge arbejde til de personalemæssigt 

“store” erhverv i servicesektoren en overraskende lang-


som udvikling i automatiseringsgraden inden for industrien. Forventningerne 

om en snarlig “robotisering” af de industrielle 

erhverv har vist sig urealistiske, og alt tyder på, at menneskelig 

arbejdskraft med deraf følgende krav om fysiske ressourcer fortsat 

vil eksistere også inden for de traditionelt tunge erhverv. 

Problemerne omkring det fysisk tunge arbejde forstærkes samtidig 

af forventede demografiske ændringer i befolkningens alderssammensætning 

og de deraf følgende radikale forandringer i hele 

arbejdsmarkedsstrukturen. I 1988 udgjorde de 45-65-årige 29,3% 

af den samlede arbejdsstyrke i Danmark. Dette tal forventes i år 

2000 at være steget til 37,4%, og frem mod år 2025 forventes en 

yderligere stigning, således at de 45-65-årige i 2025 vil udgøre 

42,6% af den samlede arbejdsstyrke. Samtidig ses en tendentiel 

stigning i antallet af førtidspensioneringer (early retirement). Allerede 

i dag er kun 34% af aldersgruppen 60-66 år erhvervsaktive 

trods en “normal” eller forventet pensionsalder på 67 år. 

Den kombinerede effekt af en stadig ældre arbejdsstyrke og en 

samtidig tendens til tidlig pensionering vil frem mod årtusindskiftet 

manifestere sig som voksende problemer med at fastholde en 

tilstrækkelig arbejdskraft. Forudsætningen for at løse problemet, 

dvs sikre at en høj procentdel af de ældre fortsætter med at arbejde 

frem til pensionsalderen, er, at fremtidens arbejdsforhold og 

arbejdspladser tilpasses de ældre. 

Et nøglepunkt er her spørgsmålet om det fysisk tunge arbejde. 

Med alder og ændrede livsvaner følger et betragteligt fald i den 

enkeltes fysiske kapacitet eller præstationsevne, og uændrede evt 

stigende jobkrav medfører et arbejdsmiljø præget af en fysisk 

belastning, som ofte er på kanten af eller over det acceptable. 

Nedslidning og sygdom på grund af tungt fysisk arbejde er allerede 

i dag en hovedårsag til for tidlig pensionering, og de forventede 

fremtidige ændringer i arbejdsmarkedsstrukturen berettiger 

brugen af betegnelsen “fremtidens arbejdsmiljøproblem” om det 

fysisk tunge arbejde. 

Fysiologisk profil 

(kredsløbs- og respirationstilpasning) 

Overgang fra hvile til muskelarbejde med store muskelgrupper er 

ledsaget af en stærk stigning i energiomsætning eller energistofskifte. 

Den såkaldte hvileenergiomsætning (standardstofskiftet) vil 

ved maksimalt arbejde være forøget 10-15 gange for utrænede og 

20-30 gange for trænede. 

119

120 

Figur 1. Balancen mellem 

tilførsel af og krav til energi 

under muskelarbejde. 

Bemærk, at energitilførselshastigheden 

varierer for de 

forskellige substrater og er 

langsommere, des større 

reserverne er. PC = Phosphocreatin. 

(Efter Jones 

and Round (9)). 


Oxidation af kulhydrater 

Udnyttelse af energi 

ATP ATP 

ATP 

ATP & PC 

Glykolyse Oxidation af fede syrer 

I fig. 1 er angivet de centrale energigivende processer under 

muskelarbejde. Ud over de øjeblikkelige energiressourcer i form 

af musklernes indhold af høj-energi-fosfater (ATP og PC) kan den 

nødvendige energifrigørelse ske enten ved 1. Forbrænding/oxidation 

under forbrug af ilt (aerob energiomsætning) eller 2. Anaerob 

(dvs uden ilt) nedbrydning af glykogen med laktatdannelse 

til følge (glykolyse). Forholdet mellem karrenes størrelse og taphanernes 

diameter i figuren illustrerer et centralt dilemma i musklernes 

energiomsætning. Glykolysen og høj-energi-fosfater kan 

tilføre energi med meget høj hastighed (= stor diameter i hanerne), 

men størrelsen af reserverne er stærkt begrænsede. Mængderne 

af kulhydrat - og specielt fedt - til rådighed for oxidativ 

energifrigørelse er til gengæld store, men den hastighed, hvormed 

energien kan tilføres, væsentligt mindre. Et talmæssigt skøn over 

de forskellige energilagres størrelse, deres estimerede “varighed”, 

hvis de var eneste energikilde ved et nær-maksimalt arbejde, og 

deres relative energifrigørelseshastighed præsenteres i tab. 1. 

Som det fremgår, er den anaerobe energifrigørelse i stand til at 

sikre energitilførslen under et nær-maksimalt arbejde i ca 80 sek. 

Det er således åbenbart, at ved fysisk tungt arbejde i en ergonomisk/erhvervsmæssig 

sammenhæng er den aerobe/oxidative 

energiomsætning af afgørende betydning, og organismens iltforbrug 

eller iltoptagelse er den relevante målestørrelse for energikrav 

eller energetisk belastning. (Se afsnit om målemetoder). 

Eftersom det centrale og perifere kredsløb samt respirationen 

tilpasses de arbejdende musklers behov for tilførsel af ilt og 

næringsstoffer (og bortfjernelse af bl.a. “affaldsstoffer” og varme), 

bliver kredsløbs/respirationsændringer parallelle indikatorer for 

energiomsætningens størrelse. Et væsentligt arbejdsmiljøproblem 

er direkte afledt heraf: Tungt fysisk arbejde i luftforurenede omgivelser 

vil på grund af den øgede lungeventilation og den forøgede 

(og omfordelte) blodgennemstrømning af vævene påvirke

organismens optag af luftbårne kemikalier. I en aktuel dansk 

undersøgelse af arbejdsmiljøet ved svineavl er eksempelvis påvist 

en forøgelse af lungeventilationen fra en hvileventilation på 

ca 7 l . min -1 til en gennemsnitsværdi på 25 l . min -1 under arbejde 

i staldene (17). Pt foregår derfor et stort arbejde omkring 

udvikling af såkaldte “fysiologisk baserede farmakokinetiske 

modeller” til vurdering af den reelle eller biologiske eksponering 

under sådanne omstændigheder. 

Den absolutte størrelse af energireserverne for aerob energiomsætning, 

som fremgår af tab. 1, skal bemærkes, fordi deres kvantitative 

omfang illustrerer, at energitilførsel (tilførsel af næringsstoffer) 

normalt ikke er et arbejdsmiljømæssigt problem ved fysisk 

tungt arbejde i vores del af verden. I ikke-industrialiserede lande 

er situationen en anden, og her vil et lavt fødevareindtag i forbindelse 

med et højt energiforbrug på grund af fysisk tungt arbejde 

være en reel arbejdsbegrænsende faktor. 

I en moderne europæisk sammenhæng er begrænsningerne 

derimod knyttet til arbejdets aktuelle krav om aerob energifrigørelse, 

som i visse tilfælde overstiger et kritisk niveau i forhold 

til den enkeltes maksimale kapacitet. 

Vurdering af arbejdskrav 


Energikilde Kropslagre Tid ved 80% max FrigørelseskJ 

(min) hastighed 

Muskel ATP, PC 

og glykolyse 80 1 1,0 

Oxidation af 

blodglukose 320 4 0,5 

Oxidation af 

leverglykogen 1.500 18 0,5 

Oxidation af 

muskelglykogen 6.000 70 0,5 

Oxidation af 

fedt 33.700 4.018 0,25 

Forholdet mellem iltoptagelse og energifrigørelse beregnes ud fra 

den såkaldte energetiske koeffient, som angiver energifrigørelsen 

i kJ ved forbrug af 1 l ilt. I praksis benyttes en energetisk koefficient 

på 20 kJ. På grund af den direkte proportionalitet mellem iltoptagelse 

og energifrigørelse ved moderat arbejde er der som 

oftest ingen fordel ved at omregne iltoptagelse til energimål, og 

121 

Tabel 1. Energikilder ved 

muskelarbejde. Værdier for 

energilagrenes totale 

størrelse i kJ (“kropslagre”), 

estimeret varighed som 

eneste energikilde ved 80% 

V . O 2max og relativ energifrigørelseshastighed. 

(Efter 

Jones and Round (9)).

122 

Figur 2. Iltoptagelse i relation 

til arbejdsintensitet. 

Bemærk, at iltoptagelsen til 

højre angives relativt (% af 

maksimal iltoptagelsesevne) 

og til venstre i absolutte 

tal (l·min -1 ). (Efter Saltin 

(14)). 


energikravene eller arbejdstyngden ved et givet arbejde udtrykkes 

normalt som iltforbrug i l . min -1 . 

Den præcise sammenhæng mellem iltoptagelse og arbejdsintensitet 

- vist i fig. 2 - er baggrunden for, at individets maksimale iltoptagelsesevne 

“V . O 2 max” (se figuren) inden for det tunge fysiske 

arbejde anvendes synonymt med begrebet “fysisk arbejdskapacitet”. 

At maksimal iltoptagelsesevne også i praksis er tæt korreleret 

med fysisk arbejdskapacitet fremgår af fig. 3. Figurdata er hentet 

fra det svenske skovbrug og viser, hvorledes arbejdsevne/præstation 

(vurderet ud fra produktivitet/akkordbaseret indtjening) i 

denne type arbejde reduceres i takt med en faldende maksimal 

iltoptagelsesevne hos ældre skovarbejdere (10). 

Systematiseres de estimerede krav til iltoptagelse i forskellige 

erhverv/job, kan en egentlig klassificering/inddeling efter 

arbejdstyngde foretages som vist i tab. 2. 

Det skal præciseres, at modellens kategorisering ud fra 

arbejdstyngde - fx “moderat arbejde” med en iltoptagelse på 0,5- 

3,0 · 

· 

2,0 · 

· 

1,0 · 

Iltoptagelse 

( l · min ( % ) 

-1 Iltoptagelse 

) 

▲ ▲ 

· 

Hvile 

· · 

0 

· · 

100 

Arbejdsintensitet (watt) 

Maksimal iltoptagelse 

· · 

200 

· 100 

· 

· 

· 

300 

· 

75 

50 

20

Iltoptagelse 

(l · min-1) ▲ 

3,0. 100 

. 

2,0. 

Relativ indtjening 

pr dag 

(produktivitet) 

▲ 

90 

80 

70 

60 


15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 65 70 år 

Alder 

1,0 l . min -1 - er en enkel angivelse af arbejdets absolutte krav til 

iltoptagelse og ikke en beskrivelse af belastningen på det enkelte 

individ. For en person med en begrænset maksimal iltoptagelsesevne 

vil selv et “moderat” arbejdskrav om en iltoptagelse på 

1,0 l . min -1 kunne medføre en uacceptabel belastning (se nærmere 

afsnittet “Arbejdskrav/individuel kapacitet”). 

Et første og afgørende skridt for at kunne vurdere arbejdskrav/arbejdstyngde 

som en evt risikofaktor er imidlertid, at arbejdets 

krav til iltoptagelse eller energiomsætning kan beskrives 

(måles) med en større detaljeringsgrad, end skemaet i tab. 2 giver 

mulighed for. 

Klassificering Iltoptagelse Pulsfrekvens Cykel- Erhverv 

(l · min -1 ) unge ergometer 

(slag · min -1 ) (W) 

▲ 

123 

Figur 3. Forholdet mellem 

iltoptagelse (l·min -1 ), relativ 

indtjening (produktivitet) 

og alder hos svenske skovarbejdere. 

(Efter Kilander 

(10)). 

Tabel 2. Klassificering af 

erhverv/job ud fra estimerede 

krav til iltoptagelse. I 

tabellen er angivet samhørende 

værdier for puls 

og arbejdsintensitet ved 

arbejde på ergometercykel. 

(Efter Åstrand (1), se tekst 

for nærmere detaljer). 

Ekstremt >1,75 >150 >125 Spidsbelastninger inden for fiskeri, havnetungt 

arbejde arbejde, skovbrug, brandvæsen 

Tungt arbejde 1,5-1,75 130-150 100-125 Spidsbelastninger inden for manuel transport, 

jern- og stålindustri, landbrug, byggeri 

Moderat 1,0-1,5 100-130 50-100 Tungt hospitalsarbejde, servering og rentungt 

arbejde gøring (hotel og restaurant), traktorkørsel 

(skovbrug) 

Let arbejde 0,75-1,0 80-100 40-50 Husligt arbejde, let industri, laboratoriear- 

bejde, let hospitalsarbejde, butiksarbejde 

Meget let 0,5- 0,75 70- 80 20-40 Kontorarbejde, bilkørsel 

arbejde 

< 0,5 < 70 < 20 Siddende arbejde (læse, skrive)

124 

Figur 4. Eksempel på kontinuerlig 

registrering af hjertefrekvens 

(puls) under 

erhvervsarbejde (udbringning 

af gasflasker). I underste 

panel er den gennemsnitlige 

arbejdspuls “oversat” 

til iltoptagelse ud fra 

den individafhængige relation 

mellem puls og iltoptagelse, 

såkaldt biologisk 

kalibrering. (Efter Kilbom 

(11)). 


Målemetoder til vurdering af arbejdskrav 

Arbejdets energikrav (dvs iltoptagelsen ved et givet arbejde) kan 

måles direkte ved at analysere iltindholdet i udåndingsluften, 

hvorefter iltforbruget bestemmes som differencen mellem iltindhold 

i indåndings- og udåndingsluften. Udåndingsluften opsamles 

traditionelt i såkaldte douglassække - monteret på personen 

under arbejde - for senere analyse. Nyere teknik har dog muliggjort 

en kontinuerlig analyse af udåndingsluften og bestemmelse 

af iltoptagelsen pr åndedrag (breath by breath). Apparaturet er let 

bærbart, og måleresultater kan overføres telemetrisk. Metoden, 

som oprindeligt er udviklet til idrætsmedicinsk forskning, forventes 

at vinde gradvis indpas inden for ergonomiske arbejdspladsundersøgelser. 

Indirekte kan arbejdets energikrav estimeres ud fra måling af 

arbejdsbetingede ændringer i hjertefrekvens (puls) og lungeventilation. 

Som nævnt tilpasses kredsløb og respiration de arbejdende 

musklers behov for øget ilt, og stigningen i henholdsvis puls og 

ventilation bliver således et udtryk for de voksende energikrav. 

Pulsen (hjertefrekvensen) øges lineært med iltoptagelsen under 

dynamisk arbejde. Registreres pulsen under erhvervsarbejde, kan 

pulsniveauet efterfølgende “oversættes” til iltoptagelse ud fra en 

150 · 

125 · 

107· 

100 · 

150 · 

125 · 

107· 

100 · 

Pulsfrekvens 

(slag · min -1) 

▲ 

Pulsfrekvens 


▲ 

. 

1,0 

. 

60 

. 

1,35 

. 

2,0 

. 

120 

. 

3,0 

Gennemsnitlig 

pulsfrekvens 

▲ 

. 

180 

Tid (min) 

▲ 

Iltoptagelse (l · min -1) 

▲

såkaldt biologisk kalibrering, hvor den individ-afhængige relation 

mellem puls og iltoptagelse fastlægges og benyttes (se fig. 4). 

En afgørende begrænsning er dog, at arbejdspulsen influeres af 

en lang række andre variabler end iltoptagelse. 

Psykisk stress, varmebelastning og statisk muskelarbejde vil 

således øge pulsfrekvensen og forskyde den “normale” lineære 

sammenhæng mellem puls og iltoptagelse (fig. 5). 

Arbejdspulsen er derfor et “integreret” eller uspecifikt belastningsmål, 

som afspejler en lang række fysiske og psykiske faktorer 

i arbejdsmiljøet, hvilket vanskeliggør tolkningen af måleresultater. 

Til gengæld kan en samtidig registrering af arbejdspuls og 

iltoptagelse være interessant, idet en forhøjet puls/V . O 2-ratio i visse 

arbejdsmomenter (se fig. 6) kan “afsløre” arbejdsprocesser 

præget af fx statisk muskelarbejde eller stress. 

Pulsfrekvens 

. 

HR/ VO2 ▲ 

110 · 

90 · 

80 · 

Udtrækning 

af jern 

Arbejde i varme 

omgivelser 

Jernbinding 

Statisk 

muskelarbejde 

Manuel 

forskalling 

Dynamisk 

arbejde med 

små 

muskelgrupper 


Dynamisk 

arbejde med 

store 

muskelgrupper 

Energiforbrug (iltoptagelse) 

Jordarbejde 

125 


af en forhøjet 

puls/∨ . O 2-ratio under forhold 

med stresspåvirkning 

(varme, statisk muskelarbejde 

etc). (Efter Grandjean 

(5)). 

Figur 6. Puls/iltoptagelsesratio 

under fire almindeligt 

forekommende arbejdsopgaver 

i byggeindustrien. 

Alle arbejdsopgaver er 

udført i enten normalt (lyse 

søjler) eller forceret (mørke 

søjler) arbejdstempo. 

Bemærk den forhøjede 

HR/∨ . O 2-ratio under to 

arbejdsopgaver - jernbinding 

og forskalling - præget 

af statisk muskelarbejde. 

(Efter Kilbom et al. (12)).

126 

Tabel 3. Eksempel på 

anvendelse af Edholm-skalaen. 

To aktivitesniveauer: 

Niveau 3 (energikrav 7 kJ · 

min -1 ) og 4 (energikrav 14 

kJ . min -1 ) er registreret. 

Niveau 3 i 123 min og 

niveau 4 i 47 min, hvilket 

resulterer i en samlet energiomsætning 

på 1519 kJ i 

løbet af registreringstidens 

170 min og en gennemsnitlig 

energiomsætning på 9 

kJ . min -1 . 


Lungeventilationen under arbejde kan relativt enkelt måles med 

et bærbart måleinstrument (Wright respirometer) og vil ved relativt 

lave arbejdsintensiteter (iltoptagelse < 2,0 l · min -1 ) give et 

acceptabelt estimat af energiomsætningen under dynamisk helkropsarbejde. 

Ved højere arbejdsintensiteter forøges lungeventilationen 

ud af proportion med iltoptagelsen (hyperventilation), og 

metoden bliver uanvendelig. 

En alternativ, enkel metode til indirekte bestemmelse af energikrav/energiomsætning 

er den såkaldte Edholm-skala (4). Metoden 

er baseret på observation eller selvrapportering af arbejdsopgaver. 

Der opereres med syv aktivitetsniveauer fra “ligge sovende” 

til “muskelarbejde med høj intensitet”, og hvert niveau er tillagt 

en estimeret energiomsætning udtrykt som et mutiplum af 

hvile-energiomsætningen. “Muskelarbejde med lav intensitet” 

(niveau 5) repræsenterer en energiomsætning på 5 gange hvileværdien 

og omfatter eksempelvis arbejdsopgaver som “renholdelse 

og klargøring af maskine” på et stålværk. Registreres aktivitetsniveauerne 

over en arbejdsdag - og vægtes tidsmæssigt - bliver 

resultatet en forventet gennemsnitlig energiomsætning (se tab. 3). 

Trods sin enkelhed - og ud fra en “cost-benefit” betragtning - er 

metoden et godt supplement. 

(kJ/min) 

1. Ligge sovende 5 x – = 

2. Ligge vågen 6 x – = 

3. Sidde uden specielle bevægelser 7 x 123 = 861 

4. Stå med lille muskelaktivitet 14 x 47 = 658 

5. Muskelarbejde med lav intensitet 24 x – = 

6. Muskelarbejde med begrænset intensitet 38 x – = 

7. Muskelarbejde med høj intensitet 47 x – = 

SUM 170 (A) 1519 (B) 9 kJ/min 

Arbejdskrav/individuel kapacitet 

1519 (B) 

= 

170 (A) 

Som tidligere anført giver arbejdskravene eller den absolutte 

arbejdstyngde kun i begrænset omfang en indikation af belastningen 

på det enkelte individ. En præcis fastlæggelse af individuelle

elastningsmål - med deraf følgende mulighed for at vurdere en 

evt sundhedsskadelig effekt - forudsætter en hensyntagen til individets 

kapacitet. 

Den relative belastning, forstået som forholdet mellem arbejdskrav 

og individuel kapacitet, udtrykkes i ligningen: 

Formel 1 

Arbejdskrav 

Relativ belastning (%) = x 100 

Individuel kapacitet 


og er et nøglebegreb inden for ergonomisk belastningsvurdering. 

Metoder til fastlæggelse af arbejdskrav til iltoptagelse/energiomsætning 

blev gennemgået i afsnittet “Vurdering af arbejdskrav”. 

Den individuelle kapacitet (dvs den maksimale iltoptagelsesevne) 

kan fastlægges direkte ved en såkaldt maksimal test 

eller indirekte gennem tillempning af submaksimale tests. 1) 

Ved maksimale tests til vurdering af iltoptagelsesevnen øges 

arbejdsintensiteten på et cykelergometer eller et løbebånd gradvist. 

Iltoptagelsen vil nu stige nær lineært med stigningen i intensitet, 

til et niveau nås, hvor iltoptagelsen ikke længere kan forøges 

trods en forøgelse af arbejdsintensiteten. Denne, den højeste 

iltoptagelse, som individet kan opnå, er definitionsmæssigt lig 

med den maksimale aerobe kapacitet. 

Maksimale tests forudsætter laboratorieforhold og er på grund 

af belastningen på individet ikke anvendelige ved arbejdspladsundersøgelser. 

Her vurderes den maksimale iltoptagelsesevne 

indirekte ud fra de såkaldte submaksimale tests. Forudsætningen 

for de fleste indirekte testmetoder er, 1. at der eksisterer en lineær 

(og kendt) sammenhæng mellem arbejdsintensitet og iltoptagelse 

og mellem iltoptagelse og puls samt 2. at individets maksimale 

puls kun er aldersbestemt. Registreres pulsen nu fx ved 2 

submaksimale belastninger på en ergometercykel, kan den linie, 

som beskriver sammenhængen mellem puls og arbejdsintensitet/iltoptagelse, 

ekstrapoleres (forlænges) til værdien for maksimal 

pulsfrekvens, og den tilhørende værdi for maksimal arbejdsintensitet 

eller maksimal iltoptagelse aflæses. En anden ofte 

benyttet indirekte metode ved cykeltest er baseret på Åstrands 

nomogram. Her registreres pulsen ved en given submaksimal 

belastning, og den aflæste værdi kan ud fra nomogrammet “oversættes” 

til maksimal iltoptagelsesevne. Nomogrammet er baseret 

på empiriske undersøgelser af et meget stort antal personer, 

hvorudfra sammenhængen mellem reaktionen på en submaksimal 

belastning og den maksimale arbejdsevne/iltoptagelse har 

kunnet fastlægges med ganske stor nøjagtighed. 

127 

1) I visse undersøgelser anvendes 

begrebet relativ belastning direkte på 

pulsdata. Formlen for relativ pulsbelastning 

angiver i disse tilfælde normalt forholdet 

mellem registreret arbejdspuls 

minus hvilepulsen (arbejdskravene) og 

pulsreserven, dvs individets estimerede 

maksimalpuls minus hvilepulsen (kapaciteten).

128 

Figur 7. Aldersbetingede 

forandringer i maksimal iltoptagelsesevne. 

Data fra 

350 normale forsøgspersoner 

i alderen fra 4 til 65 år. 

På figuren er inkluderet 

værdier fra en longitudinel 

opfølgningsundersøgelse 

(over 21 år) af 31 mandlige 

og 35 kvindelige forsøgspersoner. 

(Efter Åstrand og 

Rodahl (2)). 

Tværsnitsundersøgelse 

Longitudinel opfølgningsundersøgelse 

= 2 x o-- 


af forholdet mellem 

arbejdskrav og kapacitet 

hos en aldrende arbejdsstyrke. 

Modellen illustrerer, 

hvorledes uændrede 

arbejdskrav gradvist vil 

reducere de ældres reservekapacitet, 

øge den relative 

belastning og til sidst umuliggøre 

fortsat erhvervsarbejde. 

(Efter Ilmarinen (7)). 


Måling af den individuelle iltoptagelsesevne (kapaciteten) som 

forudsætning for en belastningsvurdering ved det fysisk tunge 

arbejde illustrerer klart den potentielle betydning af aldersforandringer 

i arbejdsstyrken. 

Parallelt med de fleste andre fysiologiske funktionsmål udviser 

den maksimale iltoptagelsesevne tydelig aldersregres. Selv forudsat 

et fysisk aktivt liv vil også veltrænede ældre opleve et fald i 

maksimal iltoptagelsesevne på ca 10% pr 10-år (se fx fig. 7). 

For utrænede, inaktive ældre vil faldet være markant større. 

5,0 · 

4,0 · 

3,0 · 

2,0 · 

1,0 · 

100 · 

50 · 

Maksimal iltoptagelse, 

(liter · min -1 ) 

▲ 

· · · · · · · 

0 10 20 30 40 50 60 (år) 

% 

▲ 

Reserver 

▲ 

Fysiske arbejdskrav 

Fysisk 

arbejdskapacitet 

0 · 

10 20 30 40 50 60 70 80 

Alder (år) 

· · · · · · · · 

▲ 

▲ 

▲

Konsekvensen er det nævnte misforhold mellem uændrede arbejdskrav 

og en reduceret individuel kapacitet resulterende i en 

stigende belastning for den aldrende arbejdsstyrke som illustreret 

i fig. 8. 

Kvantitativt kan problemets omfang ses i relation til eksisterende 

grænseværdiforslag, som angiver en belastning på mellem 

33% og 50% af individets maksimale iltoptagelsesevne (V . O 2 max) 

som det højeste acceptable niveau for en 8-timers arbejdsdag. 

(Grænseværdifastsættelsen er detaljeret beskrevet i det følgende 

afsnit). 

Eksemplet i tab. 4 viser, hvorledes den reducerede fysiske 

kapacitet hos en gruppe ældre arbejdere (gennemsnitsalder 55 

år) indebærer, at selv erhverv karakteriseret som let til moderat 

tunge (iltoptagelse på 1,0 l · min -1 ) vil resultere i en uacceptabel 

belastning for mellem 63 og 100% af de kvindelige arbejdere. For 

mændenes vedkommende er tallene lavere, men også her vil det 

såkaldte moderate arbejde ud fra grænseværdien på 33% af 

V . O 2 max være uacceptabelt i 75% af tilfældene. 

Grænseværdier 

Grænseværdi (% V . O 2 max) 

V . O 2 max Kvinder Mænd 

(N = 27) (N = 24) 


33 40 50 33 40 50 

Tilstrækkelig 0 0 37 25 62 100 

Ikke tilstrækkelig 100 100 63 75 38 0 

Fysisk tungt arbejde repræsenterer et af de forholdsvis få områder 

inden for ergonomien, hvor en egentlig grænseværdifastsættelse 

er søgt etableret. Eksisterende forslag er baseret på materiale og 

dokumentation fra primært WHO (World Health Organization) og 

ILO (International Labour Organization) og har i dansk sammenhæng 

karakter af anbefalinger/rekommandationer snarere end 

egentlig lovbestemte eller cirkulærefastsatte regler. 

I absolutte tal har forslagene til grænseværdi varieret omkring 

belastningsniveauer på fra 33% til 50% af V . O 2 max. Det pt mest 

detaljerede/operationelle forslag er udarbejdet af ILO og angiver 

33% af V . O 2 max som den højeste acceptable belastning for en 8timers 

arbejdsdag (3). Ud fra 8-timers-grænseværdien er forslaget 

suppleret med praktiske rekommandationer ang. reduktion i 

arbejdstid/arbejdslængde, såfremt 33%-værdien overskrides. 

129 

Tabel 4. Procentvis andel af 

55-årige mænd og kvinder, 

hvis maksimale iltoptagelsesevne 

(V . O 2 max) er tilstrækkelig/utilstrækkelig, 

hvis de foreslåede grænseværdier 

(henholdsvis 33, 40 

og 50% af V . O 2 max) skal 

overholdes ved et erhvervsarbejde 

med et iltkrav på 1 

l/min (Efter Ilmarinen (8)).

130 

Figur 9. Metabolske parametre 

under langvarigt 

arbejde med en belastning 

tæt ved 50% af ∨ . O 2 max. 

Data fra én person med en 

maksimal iltoptagelsesevne 

på 4,6 l O 2/min. 7 arbejdsperioder 

a 50 min, skraverede 

felter angiver pauser. 

(Efter Åstrand og Rodahl 

(2)). 

Pulsfrekvens 


V . 

O 2 

(liter · min -1 ) 

RQ 

Lactat konc. 

(mg · 100 ml -1) 

Hematokrit 

Rektal 

temp. (° C) 

Vægt (kg) 

160 

150 

140 

130 

120 

2,5 

2,4 

2,3 

0,90 

0,80 

0,70 

20 

10 

0,50 

0,45 

38,0 

37,0 

73 

72 

71 

● 

● 

● 

Cykling Gang 

● 

● 

● 


Kriteriearbejdet/dokumentationen for grænseværdiforslagene 

baseres på tre hovedelementer, som alle indicerer, at en acceptabel 

belastning som minimum bør være under 50% af V . O 2 max: 

1. En selvvalgt arbejdstakt i det fysisk tunge arbejde resulterer i 

en arbejdsbelastning på 35-40% af V . O 2 max. Dvs den arbejdsintensitet, 

individet spontant vælger, sikrer et belastningsniveau væsentligt 

under de 50% af V . O 2 max. 

2. Ved laboratorieforsøg med standardiseret fysisk tungt arbejde 

på omkring 50% af V . O 2 max opretholdt i 8 timer ses en kontinuerlig 

stigning i bl.a. puls og iltoptagelse (fig. 9). 

En mangel på såkaldt “steady state” i kredsløbsparametrene indicerer 

den forstyrrede homeostase eller mangel på balance i 

organismen, som definitionsmæssigt er foreslået som kriteriet for 

fysiologisk træthed (2). 

● 

● ● 

● 

● 

● 

● ● 

● 

● ● ● 

● 

● 

● 

● 

● ● ● ● ● ● ● 

● ● ● 

● 

● 

Cykling Gang Cykling Gang Cykling 

● 

● 

● 

● ● 

● ● 

● ● 

● 

● 

● 

● ● 

● ● 

● 

● 

● ● ● ● 

● 

● ● 

● 

● ● ● ● ● ● ● ● 

● ● 

● ● ● ● 

● 

● 

● ● 

· · · · · · · · · 

0 1 2 3 4 5 6 7 8 

Timer

3. Arbejdsintensiteter, som kræver >50% af V . O 2 max, medfører en 

markant stigning i blodlaktatkoncentrationen, hvilket er tolket 

som udtryk for en utilstrækkelig ilttilførsel og mangelfuld aerob 

energifrigørelse i de arbejdende muskler (fig. 10). 

Et indbygget problem i grænseværdifastsættelsen er imidlertid 

mangelen på veldefinerede eller forventede helbredsrisici (adverse 

effects) ved grænseværdioverskridelser. Den arbejdsmedicinske 

begrundelse for grænseværdiforslagene er i stedet søgt defineret 

“positivt”, dvs det understreges, at en overholdelse af de 

foreslåede niveauer er en forudsætning for “at undgå træthed og 

sikre, at individet ved arbejdets slutning har tilstrækkelig energi 

og overskud til at nyde fritiden” (2). 

Trods denne lidt vage definition er det en kendsgerning, at 

erhverv/job karakteriseret ved hyppige overskridelser af de foreslåede 

grænseværdier generelt er præget af nedslidning, stort 

sygefravær og uacceptabel høj frekvens af arbejdsbetingede lidelser. 

En sammenhæng mellem “fysisk krævende arbejde” og forekomst 

af helbredsgener er eksempelvis påvist i en større kortlægningsundersøgelse 

af danske lønmodtageres arbejdsmiljø (13). 

(Se endvidere bind II, kapitel 5). 

Forebyggelsesstrategisk er det væsentligt at pointere, at de hyppige 

grænseværdioverskridelser specielt blandt ældre arbejdstagere 

i princippet kan forhindres såvel gennem initiativer, der ændrer 

arbejdsforholdene og nedsætter arbejdsbelastningen, som 

gennem tiltag, der forbedrer det enkelte individs kapacitet og 

reducerer det aldersbetingede fald i maksimal iltoptagelsesevne. 

Valg/vægtning af strategi er i høj grad en samfundsmæssig/politisk 

afvejning. Blot skal noteres, at specielt for ældre arbejdstagere 

med en stærkt reduceret kredsløbsmæssig kapacitet vil det fra 

en pragmatisk synsvinkel være nødvendigt eller optimalt at “gå 

på to ben” dvs kombinere en ændring af arbejdsforholdene med 

individuel træning/vejledning etc. Interessant i denne sammenhæng 

er, at i Nordamerika (USA og Canada) tilbydes de ansatte i 

dag såkaldte “work place fitness programmes” på ca 20% af samtlige 

store og mellemstore virksomheder (16). 

Nyttevirkning/arbejdsøkonomi 


Et afsluttende, vigtigt element i vurderingen af det fysisk tunge 

arbejde er nyttevirkningsbegrebet. Mennesket er som arbejdende 

“maskine” ikke specielt effektivt, dvs kun en begrænset del af 

131 

30 · 

20 · 

10 · 

Blod lactat 

mmol · l -1 

▲ 

. 

0 

. . . . . . 

50 100 150 

% max 

. 

VO 2 

▲ 


af blodlaktatkoncentrationen 

som funktion af 

relativ arbejdsbelastning (% 

af V . O 2 max). Øvre og nedre 

kurveforløb repræsenterer 

estimerede værdier for henholdsvis 

utrænede og 

udholdenhedstrænede individer. 

(Efter Saltin og Gollnick 

(15)).

132 


den i organismen frigjorte energi kan anvendes til ydre arbejde, 

mens resten bliver til varme. 

Forholdet mellem energifrigørelse og præsteret ydre arbejde 

kaldes nyttevirkning (egentlig nettonyttevirkning, jf kapitel 3) og 

er fastlagt i formlen: 

Formel 2 

Ydre arbejde 

Nyttevirkning (%) = x 100 

Energiomsætning under arbejde - Hvileenergiomsætning 

Nyttevirkningen, som ved arbejde på fx ergometercykel kan være 

20-25%, er inden for de fleste erhvervsmæssigt forekommende 

arbejdsopgaver omkring 5-6%. En vigtig pointe er imidlertid, at 

nyttevirkningen - også kaldet effektivitet/arbejdsøkonomi - kan 

indgå i evalueringen af ergonomiske/arbejdsmiljømæssige interventionsforsøg 

og tekniske nykonstruktioner af redskaber o.l. 

Registreres energiomsætningen (iltoptagelsen) før og efter introduktion 

af nye redskaber/metoder, vil et fald i iltoptagelse ved 

samme ydre arbejde (produktivitet) dokumentere en forbedret 

effektivitet/arbejdsøkonomi. I fig. 11 er med et eksempel vist, 

hvorledes en ny-konstrueret trillebør markant reducerer iltoptagelsen 

- og dermed belastningen - ved et givet produktivitetsniveau. 

Eksemplet illustrerer dobbeltheden og værdien af iltoptagelsesmålinger 

i forbindelse med praktiske, ergonomiske arbejdspladsundersøgelser 

i erhverv med fysisk tungt arbejde. Metodemæssigt 

kan måling af iltoptagelse/energiomsætning via en belastningsvurdering 

afsløre grænseværdioverskridelser og uacceptable arbejdsprocesser 

og -operationer. Samtidig kan metoden efterfølgende 

anvendes til en kontrol/vurdering af effekten af indførte 

ergonomiske eller arbejdsorganisatoriske forbedringer.

Energiforbrug 

100% (maksimum) 

83% 

8" 

(a) Hjuldiameter 

16" 

78% 

· · · · · · 

21" 

Energiforbrug 


(b) Dæktryk 

Energiforbrug (lO 2 · min-1) 

Energiforbrug (lO 2 · min-1) Energiforbrug 

3· 

2· 

1· 

0 1 2 3 4 5% 

(d) Hældning 

· 2 

· 1 



83% 

65% 

Grus Iset træ Træ 

(e) Underlag 

85% 

6 psi 11 psi 

Sammenlignelig 

gammel trillebør 

Ny trillebør 

· · · · 

7 8 9 10 

Produktivitet (ton meter · min-1) 

▼ 

133 

Energiforbrug (lO 2 · min-1) 

Opadrettet 

belastning 

· 3,0 

· 2,5 

· 2,0 

· · · · · 

-25 0 25 50 75 (Pund) 

(c) Belastning på hænder 

Gode 

håndtag 

Korrekt 

arbejdshøjde 

God stabilitet 

(f) God stabilitet 

Nedadrettet 

belastning 

▼ ▲ 

Stor lastekapacitet 

Store hjul 

Korrekt dæktryk 

Figur 11. Arbejdsøkonomi/effektivitet efter ergonomisk forbedring. Ved kørsel med ny-konstrueret trillebør (f) 

reduceres kravene til iltoptagelse (l · min -1 ) med 40-50% for et givet produktivitetsniveau (ton · meter · min -1 ). 

(Efter Hansson (6)).

134 


Litteratur 

1. Åstrand I. Physical demands in worklife. Scand J Work Environ 

Health 1988;14(suppl 1):10-13. 

2. Åstrand PO, Rodahl K. Textbook of work physiology. 

Physiological bases of exercise. 3rd ed. New York: McGraw- 

Hill, 1986. 

3. Bonjer FH. Energy expenditure. In: Parmeggiani L. ed. 

Encyclopedia of Occupational Health and Safety. Geneva: 

International Labour Organisation, 1971:458-460. 

4. Edholm OG. The assessment of habitual activity. In: Evang K, 

Andersen KL. eds. Physical acticity in health and disease. 

Oslo: Universitetsforlaget, 1966:187-197. 

5. Grandjean E. Fitting the task to the man. An ergonomic 

approach. London: Taylor & Francis Ltd., 1986. 

6. Hansson JE. Ergonomics in the building industry. Research 

report no. 8. Byggforskningen, State Council of the Building 

Industry, 1970. 

7. Ilmarinen J. Job design for the aged with regard to decline in 

their maximal aerobic capacity: Part I - Guidelines for the 

practitioner. Int J Ind Erg 1992;10:53-63. 

8. Ilmarinen J. Job design for the aged with regard to decline in 

their maximal aerobic capacity: Part II - The scientific basis 

for the guide. Int J Ind Erg 1992;10:65-77. 

9. Jones DA, Round JM. Skeletal muscle in health and disease. 

A textbook of muscle physiology. Manchester: Manchester 


10. Kilander K. An example of earning in various age classes of 

manual labour. Ergonomics 1962;5:291. 

11. Kilbom Å. Arbetsfysiologi. In: Lundgren N, Luthman G, Elgstrand 

K. eds. Människan i arbete. Stockholm: Norstedts 

Förlag AB, 1987. 

12. Kilbom Å, Jørgensen K, Fallentin N. Belastningsregistrering i 

yrkesarbete - en jämförelse mellan observationsmetoder, fysiologiska 

mätningar och subjektiv skattning. Arbete och Hälsa 

1989;38:1-56. 

13. Nord-Larsen M, Ørhede E, Nielsen J, Burr H. Lønmodtagernes 

arbejdsmiljø 1990 - Bind 1. Sammenhænge mellem arbejdsmiljø 

og helbred. København: Arbejdsmiljøfondet, 1992. 

14. Saltin B. Aerob arbetsförmåga. In: Forsberg A, Saltin B. eds. 

Konditionsträning. Sveriges Riksidrotts förbund, 1988:22-37. 

15. Saltin B, Gollnick PD. Fuel for muscular exercise: Role of 

carbohydrate. In: Horton ES, Terjung RL. eds. Exercise, 

nutrition, and energy metabolism. New York: Macmillan 

Publishing Company, 1988.


16. Shephard RJ. A critical analysis of work-site fitness programs 

and their postulated economic benefits. Med Sci Sports Exerc 

1992;24(3):354-370. 

17. Vinzents P, Christensen H. Arbejdsmiljø ved svineavl. 

Tværsnitsundersøgelse i Ringkøbing Amt af arbejdsmiljøet ved 

arbejde med svineavl. AMI-rapport 1990;32:1-61. 

135

KAPITEL 6 

Ensidigt gentaget 

arbejde 

Hanne Christensen

138 



Monotont, repetitivt eller ensidigt gentaget arbejde kan medføre 

mekaniske og mentale belastninger. Ved mekaniske belastninger 

forstås belastninger på bevægeapparatet, led, knogler, ligamenter 

og muskler, og det er disse aspekter, der vil blive fokuseret på i 

dette kapitel. Til belysning af de mentale belastninger forårsaget 

af arbejde henvises til bind II, kapitel 2. 

Indførelsen af højteknologiske produktionsmidler har medført 

en stigning af job, der kan karakteriseres som ensidigt gentaget 

arbejde. De eksponeringer (påvirkninger) i arbejdet, der karakteriserer 

det monotone arbejde, er: 

◆ høj repetitivitet 

◆ kort arbejdscyklustid 

◆ højt tempo 

◆ højt koncentrationskrav 

◆ højt præcisionskrav 

◆ højt synskrav 

Ofte vil det ensidigt gentagne arbejde ikke medføre så store ændringer 

på hele kroppens belastning, at man kan registrere nogen 

ændringer i hjertefrekvensen (puls) eller ændringer i vejrtrækningsmønstret. 

Derimod kan man ofte registrere store lokale belastninger 

hidrørende fra de dele af kroppen, der arbejder, og der 

kan opstå ændringer i blodtrykket under længere tids arbejde. 

De risikofaktorer, der kan medføre lokale belastninger fra det 

ensidigt gentagne arbejde, er: 

◆ arbejdsstilling 

◆ kraftniveau 

◆ repetitivitet 

◆ manglende restitution 

Lokal muskelbelastning belyses i dag ved fx elektromyografiske 

registreringer, biomekaniske beregninger, kraftmålinger, blodgen-

nemstrømningsmålinger og intramuskulære trykmålinger. 

Bevægeapparatlidelserne er et hastigt voksende arbejsmiljøproblem, 

der i 1987 er anslået at koste det danske samfund ca 11 

mia kr. årligt, hvoraf ca en tredjedel hidrører fra ensidigt gentaget 

arbejde (24). De dele af kroppen, der bliver udsat for ensidige 

belastninger, er først og fremmest hænder og arme, nakke og 

skulderregion, ryggen og benene. 

Det ensidigt gentagne arbejde forekommer inden for mange 

brancher. Eksempler på brancher, hvor det ensidigt gentagne 

arbejde forekommer, er: beklædningsindustrien, elektronikindustrien, 

fiskeindustrien, skærmterminalarbejde samt decideret samlebåndsarbejde 

i forskellige erhverv. Af områder, hvor det ensidigt 

gentagne arbejde er kombineret med fysisk tungt arbejde, 

kan nævnes slagteribranchen, træindustrien og lagerarbejde. Det 

er da også inden for alle disse brancher, der registreres en høj 

frekvens af besvær fra bevægeapparatet (se bind II, kapitel 5). 

Meget af det ensidigt gentagne arbejde er også siddende arbejde, 

og karakteristika for ensidigt gentaget arbejde er også betegnende 

for siddende arbejde. 

Siddende arbejde betragtes ofte som synonymt med let arbejde, 

og det kan virke uforståeligt, at arbejdet kan være meget trættende. 

Siddende arbejde indebærer statisk belastning på muskelgrupper 

i ryg, nakke og skuldre. Når musklerne i en stor del af 

arbejdstiden er kontraherede, skyldes det både anatomiske årsager 

og eksterne faktorer såsom arbejdspladsens indretning. 

Arbejdsstilling 


En vel gennemtænkt og godt udformet arbejdsplads er en forudsætning 

for arbejdstilfredsstillelse, god arbejdsmotivation, effektivitet 

og arbejdskvalitet. Dårlige arbejdsstillinger kan resultere i 

skader på muskler, sener og led. 

Hvis arbejdet udføres med ringe variation med hensyn til 

arbejdsstillinger, kommer ryghvirvler og disci til at være i næsten 

samme stilling i lange perioder. Næringstilførslen til disci sker 

gennem diffusion ind og ud af discus, og diffusionen fremmes af 

trykforskelle på discus. En veksling mellem siddende og stående 

arbejdsstilling giver en veksling i belastningsforholdene i disci og 

fremmer dermed næringstilførslen. Dette er en vigtig forudsætning 

for at undgå skader på disci. 

Hvis et arbejde udføres med ringe variation af arbejdsstillingen, 

som tilfældet er i meget ensidigt gentaget arbejde, kommer samme 

muskelgrupper til at blive belastet hele tiden. En ændring fra 

139

140 


siddende til stående medfører som regel en væsentligt mere opret 

stilling af overkroppen, og andre muskelgrupper bliver herved 

aktive. 

I siddende stilling udrettes det svaj i lænderyggen, den har i 

stående stilling. I stedet bliver lænderyggen plan, hvilket medfører 

en højere belastning på ryggens disci end i stående stilling. 

Derudover bliver trykfordelingen i disci ujævn med en høj belastning 

på den forreste del af disci. Rygstød i lænderyggen kan 

medføre et større svaj og derved aflaste rygmuskulaturen (5). 

Når arme/hænder skal bevæges eller bare løftes, kræves aktivitet 

både i de muskler, der foretager bevægelsen, i de muskler, der 

fikserer skulderbladet, og i de stabiliserende muskler omkring 

skulderleddet. Da armene under manuelt arbejde næsten hele 

tiden er løftet ud fra kroppen, vil især musklerne omkring skulderbladet 

arbejde konstant og oftest statisk, da bevægeudslagene 

som regel er begrænsede ved det ensidigt gentagne arbejde. 

I almindelig siddende stilling, hvor man ikke udfører noget 

arbejde med hænderne, fx når man læser, er belastningen på trapezius-musklens 

øvre del meget lille, 0,5% af maksimal voluntær 

kontraktionskraft (MVC) eller mindre, mens belastningen ved 

arbejde, hvor man foretager små præcise håndbevægelser, som fx 

når man skriver, er ca 5% MVC. 

Ved siddende arbejde har albuens højde over bordets højde 

betydning for den belastning, skuldermuskulaturen udsættes for. 

Den optimale arbejdshøjde for skuldermuskulaturen er, når bordets 

højde er lig albuehøjden, hvor overarmen er ind til kroppen. 

Spændingen i skuldermuskulaturen fordobles, hvis albuens højde 

over arbejdsobjektet er 5 cm over den optimale. Ofte må stillesiddende 

arbejde udføres med armene løftet fremad/udad ca 45° og 

med albueleddet i 90° . Momentarmen til skulderleddet bliver i 

sådanne tilfælde ca 20 cm (se fig. 1). Armen vejer ca 3,6 kg, og 

drejningsmomentet, som virker i skulderleddets centrum, bliver 

da 0,20 m · 3,6 kg · 9,8 m · s -2 = 7 Nm (se kapitel 3). Dette 

moment skal modvirkes af et modsat rettet moment, hvor 

momentarmen ind til leddets centrum er ca 4 cm. Kraften, der 

skal præsteres, kan beregnes til at være 17,5 N, og en stor del af 

den præsteres af supraspinatusmusklen. Et rigtigt placeret armlæn 

kan mindske denne belastning. 

Kilbom og Persson (22) har i en prospektiv cohorte undersøgelse 

vist, at skulderabduktion var relateret til forekomsten af 

smerter og symptomer i skulderen . Efter det første års follow-up 

blev en skulderabduktion på mere end 30° fundet at være en risikofaktor 

for occupational cervico-brachial disorders (OCD). 

Syns- og præcisionskrav er bestemmende for nakkens stilling 

ved siddende arbejde. En kraftig bøjning af nakken medfører 

meget store belastninger i de nederste disci i halsryggen og i nak-


kens muskulatur. Den arbejdsstilling, en person spontant indtager, 

vil som regel være sådan, at synsafstanden til arbejdsemnet 

er optimal. Ofte vil dette indebære en bøjning af nakken, og hvis 

synskravet ikke nødvendiggør hovedbevægelser, men kan klares 

af øjenbevægelser alene, vil den foroverbøjede nakke fastholdes 

statisk. En fiksering af hovedet vil desuden medføre, at resten af 

hvirvelsøjlen også fikseres, hvorved hele arbejdsstillingen bliver 

fastlåst. Tyngdepunktet for hovedet er beliggende lige foran 

øreåbningen, lidt foran aksen for fleksion/ekstension, således at 

hovedet ville falde forover, hvis det ikke blev holdt i ligevægt af 

nakkemuskulaturen, som hæfter bag aksen for hoved/nakke led 

og nakke/torso led. Formindskes muskelspændingen i nakkemusklerne, 

fx under søvn, falder hovedet forover. 

Man har igennem de sidste årtier foretaget mange arbejdspladsændringer 

med det formål at forbedre arbejdsstillingerne og dermed 

nedsætte graden af statisk muskelbelastning. 

I enkelte job kan den belastende arbejdsstilling helt undgås ved 

arbejdspladsændringer, men når det drejer sig om et manuelt 

præcisionsarbejde, kan den statiske belastning i skulder/nakke 

ikke undgås, fordi: 

◆ skulderbæltet skal fikseres, når arme/hænder skal løftes eller 

bevæges 

◆ foroverbøjning i nakken er nødvendig ligesom en fiksering af 

hele arbejdsstillingen, når arbejdet kræver, at man hele tiden 

ser på det, man laver med hænderne 

◆ stabilisering af hovedet er en forudsætning for et synskrævende 

arbejde. 

141 

Figur 1. I siddende stilling 

med armene fremad/udadroteret 

vil momentarmens 

størrelse være ca 20 cm.

1,0 

0,9 

0,5 

0,1 

142 

Figur 2. Et eksempel på en 

amplitudefordelingsfunktion 

(APDF), hvor a = det 

statiske aktivitetsniveau (P 

= 0,1), b = det gennemsnitlige 

aktivitetsniveau (P = 

0,5) og c = top-aktivitetsniveauet 

(P = 0,9). En APDFkurve, 

der er forskudt mod 

venstre, er resultatet af en 

statisk muskelaktivitet, 

mens kurven er forskudt 

mod højre, hvis musklen er 

aktiveret på en varierende 

måde. 

▲ 

. 

10 

a b c 

. 

50 

. 

100 

% MVC 

▲ 


Kraftniveau 

Elektromyografi (EMG) er en metode til at registrere muskelaktivitet. 

EMG har igennem årtier været benyttet til at påvise, hvilke 

muskler der er aktive ved et bestemt bevægelsesmønster, hvor 

meget de er aktive, og om aktivitetsgraden ændres med tiden. 

EMG giver et sammensat billede af aktionspotentialerne af et vist 

antal motoriske enheder og deres fyringsfrekvens. 

Sammenhængen mellem spændingen i musklen og dens elektriske 

aktivitet varierer fra muskel til muskel og fra individ til individ, 

og afhænger endvidere af aktivitetsniveau og kontraktionsform 

samt af, hvilken analysemetode der benyttes. Musklens 

elektriske aktivitet kan afledes ved brug af enten overflade-, nåleeller 

wire-elektroder. Med overfladeelektroder registreres den 

elektriske aktivitet i muskler under hudoverfladen på afledningsstedet. 

Overflade-EMG har i stort omfang været benyttet på arbejdspladserne 

til at belyse musklernes aktivitetsniveau og aktivitetsmønster 

under arbejdet. 

De analyser, der foretages på EMG-signalet, er 1) beregning af 

RMS (root mean square)-amplitudestørrelsen og 2) frekvensanalyse. 

Amplitudemålinger 

RMS-amplitudemålinger er især benyttet ved registreringer med 

overfladeelektroder. Sammenhængen mellem amplitudemålinger 

og den kraft, musklen præsterer, er af flere fundet at være lineær, 

mens andre har fundet, at sammenhængen mellem den elektriske 

aktivitet i musklen og den præsterede kraft følger enten en eksponentiel 

funktion eller en potensfunktion. Amplitudestigningen 

skyldes en kombination af nyrekruttering af motoriske enheder 

og en højere fyringsfrekvens af de allerede aktive enheder. 

Hagberg og Jonsson (16) har ved hjælp af fordelinger af RMSamplituderne 

af EMG-signalet indført begrebet amplitudefordelingsfunktioner 

(APDF), som udtrykker sandsynligheden for, at en 

muskel i løbet af registreringstiden er aktiveret over eller under et 

vist niveau af den maksimale aktivitetsgrad. For at man kan foretage 

intra- og interindividuelle sammenligninger imellem APDFkurver, 

er 3 niveauer på kurven valgt som referencepunkter. Der 

beregnes det statiske aktivitetsniveau, det gennemsnitlige aktivitetsniveau 

og top-aktivitetsniveauet (16). Sammenhængen mellem 

disse niveauer beskriver, om musklen er aktiveret på en varierende 

måde eller ej (se fig. 2).


Aktivitetsgraden og hermed belastningsniveauet er registreret i 

nakke/skuldermuskulaturen hos personer med ensidigt gentaget 

arbejde. Registreringerne er foretaget over en hel arbejdsdag, og 

amplitudefordelingsfunktioner er beregnet på EMG-signalet. 

Tab. 1 angiver de tre aktivitetsniveauer i % af den maksimale 

voluntære kontraktionskraft (MVC) for et udvalg af arbejdspladsundersøgelser. 

Der er igennem de sidste 15 år fokuseret meget på det statiske 

aktivitetsniveau under arbejdet. I 1978 blev det anbefalet at sikre, 

at det statiske aktivitetsniveau ikke oversteg 2-5% MVC, ud fra 

den antagelse, at musklerne ikke ville blive udtrættet over en hel 

arbejdsdag, og besvær og smerter kunne undgås (8). Der er foretaget 

store ændringer af arbejdspladsens indretning, og hjælpeforanstaltninger 

er indført, fx armophæng og hovedstøtte, for at 

nedsætte det statiske aktivitetsniveau. I dag ved vi, at arbejde 

med selv så lavt et statisk aktivitetsniveau som 0,5-1% MVC kan 

medføre besvær fra nakke/skulderregionen (38). 

Belastningsgraden af et arbejde er foreslået klassificeret ud fra 

de tre niveauer på APDF-kurven. Med udgangspunkt i EMG-registreringer 

fra trapezius klassificeres et arbejde med det statiske 

aktivitetsniveau 0-2 %MVC, det gennemsnitlige aktivitetsniveau 

< 8 %MVC og top-aktivitetsniveauet < 12 %MVC som lav belast- 

Job Muskler Stat. akt. Gen. akt. Top.akt. 

% MVC % MVC % MVC 

Elektronikmontage (10) m.trapezius 8 16 27 

m.deltoideus 7 13 28 

m.infraspinatus 13 20 33 

Syersker (32) m.trapezius (H) 9 14 21 

m.trapezius (V) 9 16 25 


Maskinskrivning (7) m.trapezius 4 7 10 


Vinduespudsning (7) m.trapezius 5 19 67 


Stempeloperationer (20) m.trapezius 6 14 33 


143 

Tabel 1. Belastningsniveauer 

i procent af maksimal 

muskelkontraktionskraft 

(% MVC) registreret ved 

EMG under arbejde, der er 

karakteriseret som ensidigt 

gentaget. Tallene i parentes 

refererer til Litteraturlisten.

144 


ning. Tilsvarende klassificeres mellem belastning og høj belastning 

som et arbejde, hvor det statiske aktivitetsniveau er 2-10 

%MVC, og de to andre niveauer er 10-17 %MVC og 20-35 %MVC, 

henholdsvis 12-25 %MVC og 35-60 %MVC (40). 

APDF-kurverne giver ikke et detaljeret kendskab til muskelaktiviteten. 

Det statiske aktivitetsniveau er defineret som det kraftniveau, 

musklen overstiger i 90% af tiden. Dette betyder, at i 10% 

af tiden er musklen aktiveret under det statiske aktivitetsniveau. 

Svingningerne og varigheden af aktiviteten inden for denne tid 

fås ikke ved denne analyse. Flere forslag til mere detaljerede analysemetoder 

af amplitudestørrelsen er foreslået gennem de sidste 

år. I dag er der ingen etableret metode, der er vidt udbredt til 

udbygning af amplitudefordelingsfunktionerne. 

Frekvensmålinger 

Ved hjælp af en fast Fourier transformation (FFT), der i princippet 

går ud på at opløse EMG-signalet i harmoniske svingninger af 

forskellige frekvenser og amplituder og derefter summere disse, 

etableres signalets frekvensspektrum (12). Dette spektrum er et 

udtryk for udbredelseshastigheden af signalet langs muskelfiberen. 

Spektret er afhængigt, og vil dermed ændre form, af antal 

motoriske enheder, ledningshastigheden og graden af synkronisering. 

Ud fra frekvensspektret kan parametrene mean power frekvensen 

og median power frekvensen beregnes. 

Et andet frekvensmål er zero crossings, der angiver antallet af 

positive og negative potentialer, der krydser basislinien pr tidsenhed 

i EMG-signalet. Zero crossings er et udtryk for signalets 

tæthed og er blevet benyttet med både overfladeelektroder og 

nåleelektroder. 

Ændringer i muskelaktivitet 

Træthed 

Der sker ændringer i EMG-signalet under et udtrætningsforløb, 

både hvad angår amplitudemål og frekvensmål. 

Under en udtrætning af en muskel ses en stigning i EMG-signalets 

amplitude, selvom den ydre kraft holdes konstant. Denne 

stigning skyldes enten 1) at der rekrutteres flere motoriske enheder 

for at kunne holde kraften, eller 2) at fyringsfrekvensen hos 

de allerede aktive motoriske enheder øges, eller 3) at der sker en 

synkronisering af de aktive motoriske enheder. Det er dog oftest 

en kombination af alle de 3 nævnte fysiologiske ændringer, der 

forekommer under en muskeludtrætning.


Ved muskeltræthed falder mean og median power frekvensen i 

EMG-signalets frekvensspektrum. Den fysiologiske baggrund for 

dette fald er endnu uvis. En hypotese er, at ledningshastigheden 

over muskelmembranen falder på grund af øget surhedsgrad, når 

der sker et fald i pH. Dette forårsages af ophobning af metabolitter 

i musklen på grund af faldende blodtilførsel, så udvaskning 

hæmmes. Under muskeltræthed kan der opstå synkronisering af 

de motoriske enheder, der resulterer i store lavfrekvente svingninger. 

Dette forårsager forskydninger i frekvensspektret mod 

lavere frekvensbånd, hvilket også er en forklaring på fald i mean 

eller median power frekvensen under træthed. 

Flere undersøgelser over muskeltræthed forårsaget af erhvervsarbejde 

definerer, at der er opstået muskeltræthed, hvis EMG-signalet 

ændres både med hensyn til en stigning i amplituden og et 

fald i frekvensen. 

Arbejdet 

Der er flere faktorer, som kan påvirke muskelaktiviteten. Fysisk 

arbejdskapacitet, arbejdsteknik, arbejdspladsens indretning og 

design af håndværktøj er i vid udstrækning traditionelle ergonomiske 

faktorer. Arbejdsorganisation er også i stor udstrækning 

influeret af arbejdsopgaven og inkluderer faktorer som autonomi 

og selv-regulering (se bind II, kapitel 2), variation i arbejdsopgaver 

og fleksible arbejdstider. De førstnævnte ergonomiske faktorer 

vil først og fremmest bestemme belastningsniveauet, mens 

faktorer om arbejdsorganisering vil influere på varighed og repetitivitet 

(40). 

Psykiske faktorer 

Et antal faktorer, der relaterer sig til den enkelte person, vil også 

indvirke på muskelaktiviteten (se bind II, kapitel 1), og endelig 

vil psykologiske faktorer (mental strain) inducere muskelaktivitet 

(psychogenic muscle tension). 

Studier har vist forskellig sammenhæng mellem EMG og mental 

arbejdsbelastning. Der er registreret en stigning i muskelaktiviteten 

hos personer, der udførte mental regning og mentale forestillingsbilleder. 

Den statiske muskelaktivitet i trapezius og rhomboideus 

er højere hos personer, der arbejder ved edb-skærme, i forhold 

til tilsvarende arbejdsopgaver, som løses på papir (41). Videre 

er der en sammenhæng mellem opgavens art og EMG-registreringer 

(%MVC), når det gælder visuelle stimuleringer, idet enkle 

reaktionsopgaver giver mindre stigning i %MVC, mens komplekse 

opgaver giver større stigning i forhold til basis-niveau. Desuden 

er det vist, at ekstra pres, i form af pengebelønning for en god 

præstation, under løsning af visuelle opgaver også giver et højere 

relativt aktivitetsniveau i musklerne. 

145

146 


En optimering af arbejdspladsens indretning for at nedsætte det 

statiske aktivitetsniveau bør selvfølgelig iværksættes, men det alene 

vil ikke forebygge bevægeapparatbesvær. En fysiologisk forklaring 

på dette kan være, at selvom hele musklen ikke belastes, 

kan arbejdet medføre, at det er enkelte muskelfibre, der hele 

tiden er aktiveret under arbejdet og dermed bliver overbelastet. 

Intramuskulære registreringer af aktivitetsmønstret i muskler har 

vist, at under lave statiske kontraktioner er det de samme motoriske 

enheder, der er aktive under hele kontraktionen, hvilket er 

beskrevet mere detaljeret i bind II, kapitel 3. 

De symptomer, der ofte beskrives som følge af ensidigt gentaget 

arbejde, er uspecifikke vedvarende lokale smerter, ømhed og 

palperbare hårde områder i skulder/nakkeregionen. Årsagssammenhænge 

er ikke afklaret, men de fysiologiske reaktioner og 

ændringer danner baggrund for en yderligere forståelse af konsekvenserne 

af ensidigt gentaget arbejde (bind II, kapitel 3). 

Blodtryk 

Under statiske muskelkontraktioner stiger middelblodtrykket, og 

stigningen er afhængig af aktivitetsniveauet (kraftniveauet). Højt 

blodtryk er en af de tre mest anerkendte risikofaktorer for udvikling 

af hjerte-karsygdomme. Epidemiologiske undersøgelser har 

vist en sammenhæng mellem tempoarbejde, monotont arbejde og 

hjerte-karsygdomme (35). Ensidigt gentaget arbejde indeholder 

som nævnt ofte et element af statisk muskelaktivitet, der kan 

forårsage forhøjet blodtryk. På dette grundlag er ensidigt gentaget 

arbejde i de senere år vurderet som værende et risikofyldt arbejde 

for udvikling af hjerte-karsygdomme ved siden af risiko for 

udvikling af bevægeapparatbesvær. 

Under statisk muskelarbejde på lave belastninger øges blodgennemstrømningen 

i forhold til hvile (antallet af åbne kapillærer 

og/eller den lineære gennemstrømningshastighed øges). Størrelsen 

af det intramuskulære tryk er en væsentlig faktor for den 

lokale blodgennemstrømning. Ved arbejde på omkring 15-30% 

MVC er blodgennemstrømningen maksimal. Dette varierer dog en 

del fra muskel til muskel. Ved højere belastninger reduceres blodgennemstrømningen 

i takt med, at det intramuskulære tryk øges, 

på trods af stadig stigende energikrav (se bind II, kapitel 3).

Repetitivitet 


Når der ved beskrivelser af et arbejde er tale om gentagelser eller 

repetitioner, er det vigtigt at skelne mellem gentagelser af 

bevægelsesmønstre (bevægelsescykluser) og gentagelser af 

arbejdsprocesser (arbejdscykluser). Hvis antallet af arbejdscykluser 

øges, stiger følgelig også antallet af ens bevægelsescykluser, 

men der kan inden for den samme arbejdscyklus sagtens forekomme 

mange ens bevægelser i muskler og led. Det er derfor 

nødvendigt med en nærmere analyse af arbejdet, hvis man vil 

fastlægge hyppigheden af gentagne ens bevægelser. Repetitiviteten 

af et arbejde kan bedst bestemmes ved samtidigt at anvende 

både tiden for en arbejdscyklus og antallet af ens bevægelser 

inden for denne. 

Igennem de sidste årtier har adskillige undersøgelser forsøgt at 

påvise sammenhængen mellem ensidigt gentaget arbejde og forekomst 

af bevægeapparatbesvær. S. Stock (34) har i en oversigtsartikel 

testet mange af disse undersøgelser og konkluderer, at to 

undersøgelser er tilrettelagt og udført på en korrekt måde for 

belysning af arbejdsbetinget besvær (28, 31). Undersøgelserne 

påviser en sammenhæng mellem forekomsten af carpal tunnel 

syndrom og ensidigt gentaget arbejde. Risikofaktorerne i ensidigt 

gentaget arbejde kan opdeles i statisk muskelaktivitet og egentlige 

gentagne belastninger. Ved den egentlige gentagne belastning 

forstås den belastning, der er en følge af de hyppigt gentagne 

bevægelser i led, muskler og sener, når de samme arbejdsoperationer 

skal gentages igen og igen, og ofte med en stor bevægelseshastighed, 

når arbejdet skal udføres i et højt tempo. 

I en undersøgelse til belysning af arbejdsbetinget håndledsbesvær 

har man inddelt repetitiviteten i høj og lav (31). Et arbejde 

er defineret som højrepetitivt (HR), hvor arbejdscyklustiden er 

50% af tiden involverer samme bevægelse, og 

som lavrepetitivt (LR), hvor cyklustiden er >30 sek., og

148 

Job Gentagelser 

pr dag 

Pakkearbejde (25) 25.000 

Brevsortering (3) 64.800 

Maskinskrivning 

(6) 200.000 

Regnemaskineoperatør 

(19) 80.000 

Pakning 

af tobak (17) 14.000 

Fjerkræudbening 

(2) 15.120 

Papirtællere (26) 56.000 

Tabel 2. Eksempler på antal 

gentagelser af en arbejdsbevægelse 

pr dag for et 

udvalg af ensidigt gentaget 

arbejde. Tallene i parentes 

refererer til Litteraturlisten. 


At opdele repetitiviteten efter en længde på arbejdscyklustiden 

på 30 sekunder eller derunder forekommer relevant, da de 

undersøgelser, hvor arbejdscyklustiden er registreret, viser, at dette 

er situationen for mange arbejdstagere. I en undersøgelse i 

træ- og møbelindustrien havde 24% af arbejdstagerne en arbejdscyklustid 

på 30 sekunder eller derunder (11). For 40% af syersker, 

undersøgt i 1985, var arbejdscyklustiden mellem 15 og 30 sekunder, 

og for 10% var cyklustiden under 15 sekunder (32). 

Antallet af gentagne bevægelser, som en yderligere detaljering 

af cyklustiden, bliver også benyttet til at definere graden af repetitivitet. 

I den engelske RULA (Rapid Upper Limb Assessment) 

klassificering til identifikation af risikofaktorer for besvær i 

hånd/arm/skulder defineres et arbejde til at være repetitivt, hvis 

en bevægelse gentages mere end 4 gange pr minut (27). I en 

finsk undersøgelse fandtes et pakkearbejde at være karakteriseret 

af en høj repetitivitet - op til 25.000 gentagelser pr dag, og af ekstreme 

håndledspositioner (25). 

Det forekommer voldsomt med 25.000 gentagelser pr dag, 

men faktisk er op til 150 muskelkontraktioner pr min., svarende 

til 9.000 kontraktioner i timen eller ca 60.000 pr 7 timers arbejdsdag, 

ikke ualmindeligt i en arbejdssituation (tab. 2). 

Hos postarbejdere fandt man, at de udførte 64.800 anslag pr 

dag ved en brevsorteringsmaskine (3). Øvede i maskinskrivning 

kan have fra 420 op til 480 anslag i minuttet (6), regnemaskineoperatører 

8.000-12.000 anslag pr time (19), og tasteoperatører kan 

komme op på 8.000-20.000 anslag i timen (3). Selvom der ved 

tastearbejde ofte anvendes mere end én finger, er antallet af 

muskelkontraktioner af en og samme muskel meget højt, og desuden 

løber alle bøjesenerne til fingrene gennem den snævre carpaltunnel, 

hvor de kan gnide mod tunnelens sider og hinanden, 

når hånden og fingrene bevæges. 

Til sammenligning tager man i et maratonløb (ca 42 km) 

omkring 35.000 skridt, det vil sige hvert ben rører jorden 17- 

18.000 gange. De relative belastninger af vævet ved et monotont 

repetitivt arbejde er oftest meget mindre end i et maratonløb. Til 

gengæld varer belastningerne 7 timer om dagen i 225 dage om 

året, hvor et maratonløb tager måske 3 timer - og anbefales gennemført 

højst 3-4 gange årligt på grund af den store fysiske 

belastning og nødvendige restitutionstid. 

Størstedelen af det besvær, der er forårsaget af gentagne belastninger, 

opstår af det gentagne træk i sener, friktion og kompressioner 

af sener og nerver, hyppige ensartede belastninger af knogler 

og led og excentriske muskelkontraktioner. 

Sener har kun elastiske egenskaber og er ikke i stand til aktivt 

at forkorte sig og udvikle kraft. Belastning af sener forudsætter, at 

ydre kræfter, uden for kroppen eller muskler, trækker i senen,


eller at denne klemmes mellem andet væv. På steder, hvor sener 

og ligamenter løber i en vinkel hen over knoglefremspring, vil 

ydre kræfter bevirke, at disse klemmes mod underlaget. Længerevarende 

fastlåste stillinger, hvor sener er komprimeret, vil bl.a. 

betyde et nedsat kredsløb i disse. Kortvarige men hyppige gentagelser 

af sådanne stillinger vil også bevirke utilstrækkeligt kredsløb 

på grund af den hyppige kompression af senen og 

senens/seneskedens friktion mod underlaget under bevægelsen. 

I en undersøgelse af belastning og akut effekt af ensidigt gentagne 

skulderfleksioner foretog raske kvinder skulderfleksion/ 

ekstension i maksimalt 1 time (15). EMG-målinger viste træthedsudvikling 

i musklerne, hurtigst i trapezius. Kvinderne fik smerter 

efter arbejdet, og 14 ud af 18 kvinder havde stadig smerter efter 

24 timers hvile, især i den del af trapezius, der havde arbejdet. 

Metoder til registrering af eksponeringen 

For at kunne belyse sammenhængen mellem eksponeringen, i 

form af fysisk arbejde, og det akutte fysiologiske respons, man 

kan registrere på personer, der har været udsat for eksponeringen, 

kræves metoder til at kvantificere såvel eksponeringen som 

det akutte fysiologiske respons. Metoderne skal være specifikt tilpasset 

til formålet med opgaven og til den arbejdssituation, man 

ønsker at studere. Hvis man ønsker at studere, hvilke eksponeringsfaktorer 

der forklarer det akutte fysiologiske respons og dermed 

udviklingen af nakke/skulderbesvær i et ensidigt gentaget 

arbejde, må man anvende metoder, der illustrerer eksponeringens 

lokale karakter og eksponeringens variationsmønster. 

Ved hjælp af spørgeskemaer eller dagbøger/logbøger kan man 

få subjektive beskrivelser af omfanget af eksponeringen. Sammenlignende 

studier har vist en god overensstemmelse mellem 

subjektive og objektive registreringer af frekvens og varighed, når 

man undersøger omfanget af enkelte arbejdsprocesser eller -operationer. 

Ønskes en yderligere detaljering vedrørende arbejdsstillinger 

og bevægelsesmønstre, er der ingen god overensstemmelse 

mellem, hvad personer selv oplever/husker, og det der registreres 

(39). 

En meget benyttet, og meget nyttig, metode til belysning af 

eksponeringen under arbejdet er observationsmetoden, hvor tidtagning 

af diverse elementer i bevægelserne noteres. Observationsskemaer 

er blevet udviklet igennem mange år. “Arbeitwissenschaftliches 

Erhebungsverfahren zur Tätigkeitsanalyse”, AET, er 

en analyse, der registrerer hele kroppens stilling under arbejdet. 

149

150 


Hver registrering indgår i et scoresystem og benyttes til at sammenligne 

brancher og processer (30). OWAS, Ovako Working 

Posture Analysing System, er en analyse til beskrivelse af arbejdsstillinger, 

hvor positionen af de enkelte større kropsdele, ryg, 

arme og ben, registreres (21). Der er gjort forsøg på at standardisere 

observationsskemaer på lignende måde som ved spørgeskemaundersøgelser. 

Det har imidlertid vist sig uladsiggørligt med en 

standardisering, da omfanget af registreringer ville blive for stort. 

Observationsmetoder er bygget op således, at der registreres for 

tilstedeværelsen og omfanget af de risikofaktorer, man i dag kender 

for udvikling af bevægeapparatbesvær. Med hensyn til ensidigt 

gentaget arbejde registreres for graden og omfanget af statisk 

muskelaktivitet i nakke/skuldermusklerne, og graden af repetitive 

bevægelser specielt i arme og hænder. Da bevægelserne, specielt 

i hænder/arme, forekommer hyppigt, har det vist sig nødvendigt 

at benytte computerbaserede registreringsmetoder, hvilket bl.a. 

PEO (Portabel Ergonomisk Observationsmetod) er et eksempel 

på (13). 

En mere nøjagtig eksponeringsbeskrivelse opnår man ved at 

kunne afbilde, for eksempel på video, arbejdets udførelse for 

senere beskrivelse af bevægelserne. ARBAN-metoden er baseret 

på video-optagelser, digitalisering og beregning af situationer, 

hvor særlige belastende situationer opstår (18). For at få en reel 

belastningsprofil kræves optagelsesudstyr, så analysen kan foretages 

i 3 dimensioner, da mange hoved/nakke- og skulder/armbevægelser 

foregår i flere planer. Til beregning af de enkelte 

kropsdeles hastigheder og accelerationer i bevægelsen kræves 

derefter analyseudstyr til overførsel af bevægelserne til beregningsprogrammerne. 

Denne bevægelsesanalyse kan resultere i 

beregninger af drejningsmomenter og kraftpåvirkninger i kroppens 

forskellige led (se kapitel 3). Det er ikke en alment tilgængelig 

metode, der kan medtages på arbejdspladserne; men metoden 

er under udvikling både i Danmark og i udlandet, blandt 

andet med det formål at gøre den mere fleksibel. 

Tidsgrænser for ensidigt gentaget arbejde 

Som tidligere nævnt kan man ikke forvente en nedgang i 

bevægeapparatbesvær forårsaget af ensidigt gentaget arbejde 

udelukkende ved at nedsætte niveauet af risikofaktorerne, statisk 

muskelaktivitet og gentagne bevægelser. Den fysiske belastning i 

et arbejde skyldes ikke kun de kræfter, der udvikles, og de 

arbejdsstillinger, der kræves. Den totale belastningsdosis er også

afhængig af varigheden og frekvensen af belastningen, som personen 

udsættes for. På denne måde er det af yderste vigtighed at 

diskutere arbejdtidslængde og arbejdsorganisation i relation til 

risici for skader og produktivitet i arbejdslivet. 

Flere undersøgelser viser en sammenhæng mellem antal timer 

pr dag med ensidigt gentaget arbejde og forekomst af besvær i 

nakke/skulder (4, 23). Andre undersøgelser viser, at denne lettelse 

af besværet ved nedsat arbejdstid med ensidigt gentaget arbejde 

muligvis kun er en kortsigtet forbedring (37). I Danmark er 

det eneste tiltag på en egentlig tidsgrænse kommet fra Handelsog 

kontorfunktionærernes Forbund i Danmark, der anbefaler, at 

deres medlemmer ikke må skrive på maskine i mere end 4 timer 

om dagen. Flere brancher har igennem de sidste år gjort meget 

for at indføre jobrotation, men den egentlige fysiske variation 

opnås sjældent ved dette. Omorganisering i form af flere forskellige 

arbejdsopgaver pr medarbejder (selvstyrende grupper) er forsøgt 

indført i bl.a. beklædnings- og tekstilbrancen, slagteribranchen 

og i let industri. Den akutte forbedring for medarbejderne 

er stor, men om det vil få forbedrende konsekvenser for frekvensen 

af bevægeapparatbesvær, er det endnu for tidligt at sige 

noget om. 

En forudsætning for positive helbredseffekter ved en tidsbegrænsning 

af det ensidigt gentagne arbejde er, at den øvrige 

arbejdstid medfører en øget variation i belastningen. 

Rekommandationer 


I de fleste undersøgelser er eksponeringen klassificeret ved at 

benytte jobtitler, hvilket udtrykker nogle kvalitative ukendte kombinationer 

af eksponeringen. Denne metode kan være nyttig i et 

første forsøg på at identificere problemerne, men giver ingen 

oplysninger om, hvorledes man kan reducere eksponeringen 

(andet end at skifte job). Det er nødvendigt kvantitativt at definere: 

Hvor meget er for meget abduktion eller fleksion, hvor hurtigt 

er for hurtigt og hvor ofte er for repetitivt ? 

Mange studier koncentrerer sig om et aspekt af en enkelt risikofaktor, 

hvilket er vigtigt, da kvantitative mål stadig mangler. 

Men det er karakteren af interaktionen mellem forskellige risikofaktorer, 

der vil give det bedste værktøj til at designe et mere sikkert 

arbejdsmiljø. Tanaka og McGlothlin (36) har beskrevet en 

model, baseret på viden om interaktion af risikofaktorer, som kan 

benyttes til at definere grænser for arbejde, der involverer håndleddet. 

En lignende arbejdsmodel kunne konstrueres for skulde- 

151

152 


ren. En liste over ergonomiske og administrative tiltag til at reducere 

eksponeringen for risikofaktorer, der kan medføre skulderbesvær, 

er vist i tab. 3 (33). 

Tabel 3. Ergonomiske/tekniske og administrative tiltag for en reducering af eksponeringen 

for risikofaktorer til skulder-besvær. Tallene i parentes refererer til Litteraturlisten.

Formål Ergonomiske/tekniske tiltag Administrative tiltag 

1. Arbejds- Minimer skulder-fleksion *Hold arbejdet tæt ved kroppen og under 

stilling og -abduktion skulderhøjde. I stående stilling skal tungere 

arbejde udføres mellem hofte- og taljehøjde, 

let arbejde omkring taljehøjde og detaljeret 

arbejde 50-100 mm over albuehøjde. 

Ved maskinskrivning skal tasterne være i albuehøjde 

(14). 

*Hvis det ikke kan undgås, at armene er 

abducerede eller flekterede, så nedsæt varighed 

og frekvens af disse stillinger. 

*Brug håndværktøj med lige greb til arbejde ved 

horisontale flader i albuehøjde eller ved vertikale 

flader under taljehøjde. Brug håndværktøj med 

pistolgreb til arbejde ved horisontale flader under 

taljehøjde og ved vertikale flader i albuehøjde (1). 

*Design indstillelige arbejdspladser, herunder 

højdeindstillelige borde, så sidde/stå-stillinger kan 

vælges, og stole med vippesæder og højdeindstillelig 

rygstøtte. 

2. Kraft a. Minimer *Anvend ophængte værktøjsanordninger, 

håndbåren vægt hvor det er muligt (29). 

*Anvend fast ophæng (29). 

*Anbefal brug af vogne og løftehjælpemidler 

ved manuel transport. 

*Statisk belastning må ikke overstige 

15-20% af maksimalstyrken (14). 

b. Reducer eller *Reducer eller udeluk direkte byrdebærende *Som et midlertidigt mål vil det være 

udeluk kraftfuldt eller arbejde (tidsforbrug og vægten). acceptabelt at overveje midlertidige 

tungt arbejde jobrotationssystemer for at reducere 

*Indfør vedligeholdt værktøj for at reducere påvirkninger, forudsat at de alternative 

kraftfulde præstationer. opgaver reducerer skulderbelastningen, 

og forudsat at det ikke medfører, 

*Sørg for, at genstandene kan monteres at flere arbejdere udsættes for sundmed 

lethed. hedsskade. 

3. Repetitivitet Undgå arbejds- *Design fortløbende opgaver, og undgå korte *Reducer arbejderens udsættelse 

processer, der kræver gentagne arbejdscykluser (29). for højrepetitive opgaver eller for 

hurtige, højrepetitive opgaver, der kræver statiske stilarmbevægelser 

*Reducer hastigheden på meget hurtige linger, ved at afveksle disse 

bevægelser (9). opgaver med andre opgaver, der 

kræver forskellige bevægelser og 

*Når der bruges tastatur, så under- påvirker forskellige muskler. 

støt underarmene (29). 

*Reducer hastigheden på meget 

hurtige bevægelser (9). 

*Undgå eller modificer akkordarbejde (9). 

*Instruer de ansatte i at afslappe 

uvæsentlige muskler. Fx hvis de udfører 

detaljerede opgaver med hænder og 

fingre, skal de påmindes om at slappe af i 

skuldrene, som de har tendens til at 

spænde eller hæve i løbet af dagen. 

4. Restitution Anmod de ansatte om *Design jobbene, så de ansatte kan *Undgå eller modificer akkordat 

holde pauser holde pauser, når det er nødvendigt, arbejde, som forhindrer viljen til at 

eller indarbejd pauser i arbejdscyklusen. holde pause hos de ansatte. 

*Træn de ansatte til at holde mikroog 

minipauser mellem arbejdscykluserne.

154 


Litteratur 

1. Armstrong TJ. Ergonomics guides. An ergonomics guide to 

carpal tunnel syndrome. Am Ind Hyg Assoc J 1983. 

2. Armstrong TJ, Foulke JA, Joseph BS, Goldstein SA. Investigation 

of cumulative trauma disorders in a poultry processing 

plant. Am Ind Hyg Assoc J 1982;43(2):103-116. 

3. Armstrong TJ, Silverstein BA. Upper-extremity pain in the 

workplace - Role of usage in causality. In: Clinical concepts in 

regional musculoskeletal illness. Grune & Stratton, Inc., 

1987:333-354. 

4. Aronsson G, Åborg C, Örelius M. Datoriseringens vinnare och 

förlorare. En studie av arbetsförhållanden inom statliga myndigheter 

och verk. Arbete och Hälsa 1988;27:1-87. 

5. Bendix T, Winkel J, Jessen F. Comparison of office chairs with 

fixed forwards or backwards inclining, or tiltable seats. Eur J 

Appl Physiol 1985;54:378-385. 

6. Birkbeck MQ, Beér TC. Occupation in relation to the carpal 

tunnel syndrome. Rheumatology and Rehabilitation 

1975;14:218-221. 

7. Björkstén M, Itani T, Jonsson B, Yoshizawa M. Evaluation of 

muscular load in shoulder and forearm muscles among medical 

secretaries during occupational typing and some nonoccupational 

activities. In: Jonsson B. ed. Biomechanics X-A. 

1987:35-39. 

8. Björkstén M, Jonsson B. Endurance limit of force in long-term 

intermittent static contractions. Scand J Work Environ Health 

1977;3:23-27. 

9. Chaffin DB. Localized muscle fatigue - Definition and measurement. 

J Occup Med 1973;15:346-353. 

10. Christensen H. Muscle activity and fatigue in the shoulder 

muscles of assembly-plant employees. Scand J Work Environ 

Health 1986;12:582-587. 

11. Christensen H, Pedersen MB, Juul-Kristensen B, Filippson A- 

M. Træ- og møbelindustrien. Tværsnitsundersøgelse. -Ergonomi. 

At-rapport 1989;8:1-36. 

12. Cromer A. Fourier’s theorem. In: Cromer A. ed. Physics for 

the life sciences. McGraw-Hill Book Compagni, 1977:271-274. 

13. Fransson-Hall C, Karlquist L, Gloria R, et al. Portabel ergonomisk 

observationsmetod (PEO) i Stockholmundersökningen 1. 

In: Hagberg M, Hogstedt C. eds. Stockholmundersökningen 1. 

Stockholm: MUSIC books , 1991:91-103. 

14. Grandjean E. Fitting the task to the man. An ergonomic 

approach. London: Taylor & Francis Ltd., 1986.


15. Hagberg M. Work load and fatigue in repetitive arm elevations. 

Ergonomics 1981;24(7):543-555. 

16. Hagberg M, Jonsson B. The amplitude distribution of the 

myoelectric signal in an ergonomic study of the deltoid 

muscle. Ergonomics 1975;18:311-319. 

17. Hammar AW. Tenosynovitis. Medical record 1934;140:353-355. 

18. Holzmann P. ARBAN-A new method for analysis of ergonomic 

effort. Applied Ergonomics 1982;13(2):82-86. 

19. Hünting W, Grandjean E, Maeda K. Constrained postures in 

accounting machine operators. Applied Ergonomics 

1980;11(3):145-149. 

20. Jørgensen K, Fallentin N. Lokal muskelbelastning og bevægeapparatssymptomer 

blandt ekspeditionspersonale på danske 

postkontorer. København: August Krogh Institutet, Københavns 

Universitet, 1986. 

21. Karhu O, Kansi P, Kuorinka I. Observing working postures in 

industry: Examples of OWAS application. Applied Ergonomics 

1981;12(1):13-17. 

22. Kilbom Å, Persson J. Work technique and its consequences 

for musculoskeletal disorders. Ergonomics 1987;30(2):273-279. 

23. Knave BG, Wibom RI, Voss M, Hedström LD, Bergqvist UOV. 

Work with video display terminals among office employees. I. 

Subjective symptoms and discomfort. Scand J Work Environ 

Health 1985;11:457-466. 

24. Litske H. Pris på sundhed. Mulighederne og begrænsningerne 

i økonomiske konsekvensberegninger i arbejdsmiljøet. At-rapport 

1987;1:1-54. 

25. Luopajärvi T, Kuorinka I, Virolainen M, Holmberg M. Prevalence 

of tenosynovitis and other injuries of the upper extremities 

in repetitive work. Scand J Work Environ Health 1979;5 

(suppl 3):48-55. 

26. Maeda K. Occupational cervicobrachial disorder and its 

causative factors. J Hum Ergol 1977;6:193-202. 

27. McAtamney L, Corlett EN. RULA: a survey method for the 

investigation of work-related upper limb disorders. Applied 

Ergonomics 1993;24(2):91-99. 

28. Nathan PA, Meadows KD, Doyle LS. Occupation as a risk factor 

for impaired sensory conduction of the median nerve at 

the carpal tunnel. J Hand Surg [Am] 1988;13B:167-170. 

29. Putz-Anderson V. Cumulative trauma disorders. A manual for 

musculoskeletal diseases of the upper limbs. Philadelphia: 

Taylor & Francis Ltd, 1988. 

30. Rohmert W, Landau K. A new technique for job analysis. 

Taylor & Francis Ltd., 1983. 

31. Silverstein BA, Fine LJ, Armstrong TJ. Hand wrist cumulative 

trauma disorders in industry. Br J Ind Med 1986;43:779-784. 

155

156 


32. Sjøgaard G, Ekner D, Schibye B, et al. Skulder/nakke-besvær 

hos syersker; en epidemiologisk og arbejdsfysiologisk undersøgelse. 

København: Arbejdsmiljøfondet, 1987. 

33. Sommerich CM, McGlothlin JD, Marras WS. Occupational risk 

factors associated with soft tissue disorders of the shoulder: a 

review of recent investigations in the literature. Ergonomics 

1993;36(6):697-717. 

34. Stock SR. Workplace ergonomic factors and the development 

of musculoskeletal disorders of the neck and upper limbs: 

A meta-analysis. Am J Ind Med 1991;19:87-107. 

35. Søndergård Kristensen T, Damsgaard MT. Hjerte/karsygdomme 

og arbejdsmiljø. Oversigtskapitler og konklusioner. Bind 

1. København: Arbejdsmiljøfondet, 1987. 

36. Tanaka S, McGlothlin JD. A conceptual model to assess 

musculoskeletal stress of manual work for establishment of 

quantitative guidelines to prevent hand and wrist cumulative 

trauma disorders (CTDs). In: Mital A. ed. Advances in Industrial 

Ergonomics and Safety I. London: Taylor & Francis, 

1989:419-426. 

37. Veiersted KB, Westgaard RH, Andersen P. Interindividuel variation 

af muskelbrug ved maskinstyret og standardiseret pakkearbejde 

med relation til nakke og skulderbesvær. Nordiska 

Arbetsmiljömötet 1988;47-48. (Abstract) 

38. Veiersted KB, Westgaard RH, Andersen P. Pattern of muscle 

activity during sterotyped work and its relation to muscle 

pain. Int Arch Occup Environ Health 1990;62:31-41. 

39. Wiktorin C, Karlqvist L, Winkel J. Validity of self-reported 

exposures to work postures and manual materials handling. 

Scand J Work Environ Health 1993;19:208-214. 

40. Winkel J, Westgaard R. Occupational and individual risk factors 

for shoulder-neck complaints: Part II - The scientific basis 

(literature review) for the guide. Int J Ind Erg 1992;10:85-104. 

41. Wærsted M, Bjørklund R, Westgaard RH. Generation of 

muscle tension related to a demand of continuing attention. 

In: Knave B, Wideback P-G. eds. Work with display units. 

Holland: Elsevier Science, 1987:288-293.

Stikord - bind I-II 

A 

α -neuron I:49 

Acromioclaviculærled 

II:107 

Actin I:35 

“Action limit” (AL) I:109 

Adaptationssyndrom II:34 

Additiv effekt II:26 

Adfærdskomponent II:60 

Adreno-corticale system, 

det II:50 

Aerob I:120 

Afslapningstid I:51 

Aggression II:53 

Aktionspotentiale I:47 

Aktivitetsniveau 

- gennemsnitligt I:143 

- statisk I:143 

- top I:143 

Alarmberedskab II:49 

Albuer II:131 

Amplitudefordelingsfunktioner 

(APDF) I:142 

Amplitudemålinger I:142 

Anabolske responser II:52 

Anaerob I:120 

Angst II:52 

- neurotisk II:53 

- normal II:53 

Anmeldelser II:136 

Antagonistisk effekt II:26 

Antropometri I:74 

Arbejdsbetingede lidelser 

II:126 

Arbejdsbevægelse I:82 

Arbejdscyklus II:149 

Arbejdsinstruktion I:27 

Arbejdskrav, vurdering af 

I:121 

Arbejdspuls I:125 

Arbejdsressourcer II:35 

Arbejdsskader, 

erstatning II:151 

Arbejdsskadestatistik 

II:126 

Arbejdsstilling I:80,139 

Arbejdsteknik I:113 

Arbejdsulykker II:136 

Arousal opmærksomhed 

II:16 

Arousal-teori II:41 

Artrose II:119 

B 

Behov II:57 

Belastningsmodus I:21 

Belastningsskader I:98 

- arbejdsrelaterede II:136 

Belysningsforhold II:16 

Besværsforekomst II:126 

Besværsfrekvens II:130 

Bevægeapparat II:98 

Bevægeapparatbesvær 

II:70 

- arbejdsrelateret II:150 

Bevægeapparatlidelser 

II:126 

Bevægelsesanalyse II:153 

Bevægelsescyklus II:149 

Bevægemodus I:21 

Bindevæv I:15 

Biologisk kalibrering I:124 

Biomekanik I:66 

Biomekaniske modeller 

I:103 

Blodlaktat I:131 

Bruskvæv I:15 

Bursae II:116 

Bæring I:97 

C 

Ca2 + I:37,48 

Cardiac-somatic-hypotesen 

II:43 

Carpaltunnelsyndrom 

II:81,118 

Catabolske responser II:52 

Centralnervøs behandling 

af sansesignaler 

II:60 

Cerebellum I:61 

Columna cercicalis II:104 

D 

Dehydreringseffekter 

II:115 

Det sympatiske system 

II:50 

Diagnostik II:98 

Diffentialdiagnostik 

II:98,111,115 

Discus II:98 

Stikordsregister 

Doublet I:53 

Dynamiske muskelkontraktioner 

I:43 

E 

Edholm-skala I:126 

Effektydelse I:18,24,26 

Eksponering I:12 II:152 

Elastinfibre I:14 

Elastisk energi I:12 

Elektromyografi (EMG) 

I:142 

Emotioner II:36 

Energetisk belastning 

I:120 

Energiomsætning I:119 

Epidemiologiske undersøgelser 

II:126 

Ergonomics II:58 

ERP (Evoked Response 

Potentials) II:47 

Excentrisk kontraktion 

I:37 

Excitations-kontraktionskobling 

I:47 

F 

Facetled II:100 

Force-velocity I:42 

Forebyggelse II:150 

Forskning II:160 

Frakturmekanik I:24 

Frekvensspektrum II:135 

Friktion I:20 

Frustration 

- aggression II:53 

- tilbagetrækning II:54 

Fyringsfrekvens I:51 

Fysiologiske mål II:39,41 

Fysiologiske reaktioner på 

mental belastning II:49 

Fysisk sundhed I:28 

G 

γ -nerver I:58 

Golgi seneorgan I:59 

Grundkondition I:27 

157

158 


Grundsubstans I:11 

Grænseværdi I:129 II:19 

H 

Helkropsvibrationer 

II:20,128 

Hjerneaktivitet II:47 

Hjerteaktivitet II:44 

Human Factors II:58 

Hvide fingre II:21 

Hvirvelsøjlen, 

anatomi I:98 

Hypothalamus II:50 

Hælmaterialet I:26 

Hænder/håndled II:131 

Håndgrebsarbejde II:24 

Håndværktøj II:13 

I 

Iltoptagelse II:141 

- maksimal optagelse af 

I:122 

Immunsystemet II:62 

Individuel kapacitet I:127 

Information II:153 

“Input” II:36 

Intake-rejection-hypotesen 

II:42 

Intercellularsubstans I:10 

Intervention II:155 

Intramuskulært tryk II:81 

Isoformer I:56 

Isometrisk kontraktion 

I:41 

K 

Kalibrering, biologisk 

I:124 

Kapacitet, individuel I:127 

Katastrofehændelser II:35 

Knoglevæv I:16 

Knæ II:132 

Knæbesvær II:132 

Kognition II:36 

Kollagene fibre I:11 

Kollisioner I:23 

Kommunikation II:60 

Kompressionskraft I:81 

Koncentrisk kontraktion 

I:37 

Konflikter II:57 

Kontraktionsformer I:43 

Kontraktionstid I:51 

Kontrol af bevægelser I:34 

Kraft 

- indre I:68 

- ydre I:67 

Kraft-hastighed forhold 

(force-velocity) I:40 

Kraftmålinger I:85 

Kraft-regulering I:51 

Kredsløb I:120 

Krybning I:14 

Kulde II:12 

L 

Lav- og højenergibrud I:24 

Lidelser, arbejdsbetingede 

II:136 

Ligamenter I:17 II:102 

Livsændringer II:56 

Lokalvibrationer II:20 

Lovgivning II:155 

Lungeventilation I:120 

Lænderygbesvær II:127 

Lænderyggen II:87,126 

Længde-spændings-relationer 

I:38 

Løft I:96 II:128 

- grænser for I:109 

Løftearbejde II:127 

Løftede arme II:130 

M 

Maksimal iltoptagelsesevne 

I:122 

“Maksimum permissible 

limit” (MPL) I:109 

Manuel transport I:96 

Mean power frekvensen 

II:145 

Median power frekvensen 

II:145 

Mekanisk fysik II:67 

Mekaniske kræfter II:79 

Mekanoreception I:18,19 

Mekanoreception-modellen 

II:59 

Menneske-maskine-samspil 

II:58 

Mental belastning II:39,62 

Mentale arbejdsbelastninger 

II:32 

- årsager til II:54 

Mestring, individuel II:38 

Mestringsstrategier II:62 

Monotont arbejde II:70 

Motiver II:57 

Motor-cortex I:61 

Motorisk enhed I:49 

- kontrol I:56 II:78 

- klassificering af I:53 

Motorisk forhornscelle 

I:49 

Motoriske nerver I:47 

Muskelaktivitet I:90 

Muskelarbejde, 

statisk I:125 

Muskelfibre I:50 

Muskelfunktion/struktur 

I:35 

Muskelkraft I:71,91 

Muskelmekanik I:38 

Muskelsener I:18 

Muskelten I:57 

Muskler II:102 

MVC I:140 

Myosin I:35 

Måling af mental arbejdsbelastning 

II:39 

N 

Na + /K + -pumpen I:47 

Nedslidning I:26 

Nervekompression II:87 

Nettonyttevirkning I:132 

Neurogen smerte II:73 

Newton I:67 

Niels Steensen I:46 

NIOSH guidelines I:111 

Nociceptiv smerte II:71 

Nyttevirkning I:18 

O 

Observationsmetoder 

I:104 II:152 

Observationsskemaer 

II:152 

Omkostninger, økonomi 

II:151 

Omvendte U-hypotese 

II:41 

“Output” II:36 

Optimering af arbejdsbelastning 

II:91 

Overekstremiteterne 

II:131

P 

Peakkraft (spidskraft) I:51 

Pennate muskler I:46 

Pennationsvinkel I:45 

Pension II:151 

Perception II:36 

Prognose II:133 

Præstationsbaserede mål 

II:39,40 

Psykiske faktorer II:146 

Psykofysiologi II:41 

Psykofysiologiske målemetoder 

II:44 

Psykofysiske metoder 

I:104 

Psykogen smerte II:73 

Psykologiske reaktioner 

II:52 

Psykosomatisk medicin 

II:61 

R 

Rate coding I:51 

Recruitment I:51 

Refleksbaner I:57 

Regulering af muskelkraften 

I:51 

Rekruttering I:53 

Rekrutteringsmønster I:53 

Renshaw-celler I:62 

Repetitivitet II:149 

- høj II:150 

- lav II:150 

Ressourcekilder II:36 

Retikulære aktiveringssystem 

(RAS) II:42 

Risikofaktorer i arbejdsmiljøet 

I:105 

Rotatorcuff II:107 

- lidelser II:108 

Rygbelastning I:102 

Ryglidelser II:127 

Rygmusklerne I:99 

S 

“Sag”-fænomenet I:54 

Samspillet muskel/seneten 

I:60 

Samtidige påvirkninger 

II:22 

Sarcomer I:35 

Sarcoplasmatiske reticulum 

I:47 

Selvovervågning I:26,27 

Senelidelser II:138 

Senetene I:59 

Senevæv I:15 

Sensation Seeking Scale 

(SSS) II:33 

Sensorisk deprivation II:32 

Sensorisk feed-back I:56 

Sensorisk stimulering I:32 

Sensoriske afferenter I:62 

Sikkerhedsudstyr I:25 

Sinus arrhytmi (SA) II:44 

Skelettet I:20 

Skub I:97 II:128 

Skulder/nakke-besvær 

II:128 

Smerte II:71 

Sociotekniske skoler II:58 

“Spændingsfølere” (voltage 

sensors) I:49 

Spændingsreceptorer I:17 

Statisk muskelarbejde 

I:125 

Statisk aktivitetsniveau 

I:143 

Statiske kontraktioner I:43 

Sternoclaviculærled II:107 

Stivhed I:12,13 

Strategier II:151 

Stress II:34 

Stressorer II:35 

Stressreaktioner II:33 

Stressrelaxation I:14 

Stressrespons II:50 

Stretch shortening cycle 

(SSC) I:43 

Strækreflekser I:59 

Styrthjelm I:26 

Støddæmper I:25 

Støddæmpning I:19 

Støj II:19 

Støjfølsomhed II:20 

Støttevæv I:10 

Subjektive mål II:39 

Submaksimale test I:127 

Sundhedsvæsen II:155 

Sygdomme, arbejdsrelaterede 

II:151 

Sympatiske system, det 

II:50 

Synergistisk effekt II:26 

Synsbelastninger II:17 

T 

T-tubulisystemet I:47 

Teknik II:159 

Temperatur II:11 

Temperaturbeskyttelse 

I:20 


Termisk stress II:16 

Termiske påvirkninger 

II:11 

Tetanus I:51 

Thoracic outlet syndrom 

II:105 

Tidsgrænser II:153 

Tolerance I:13 

Topaktivitetsniveau I:143 

Traumatiske hændelser 

II:55 

Tropomyosin I:37 

Troponin I:37 

Træk I:97 II:13,128 

Træthed II:74 

Træthedsbrud I:24 

Træthedsindeks I:54 

Tungt arbejde II:70 

Tungt fysisk arbejde I:118 

Tværbroer I:36 

Tværsnitsareal I:44 

Twitch I:51 

Twitch potentiation (forstærkning) 

I:53 

Tyngdekraft I:69 

Type A adfærdsmønster 

II:61 

Type B adfærdsmønster 

II:61 

U 

Uddannelse II:153 

Uforklarlig død II:62 

V 

Varme II:14 

Varmeproduktion II:14 

VAS (visuel analog skala) 

II:40 

Vibrationer II:40 

Vridning II:128 

W 

Work place fitness programmes 

I:131 

Æ 

Ældre arbejdsstyrke I:119 

Ældre arbejdstagere I:139 

159

160 


Ø 

Økonomiske fordele 

II:152 

Å 

Årsager til mentale belastninger 

II:54 

Årsagsmekanismer II:77 

Åstrands nomogram I:127

Basisbog i Arbejdsfysiologi 

Bind I-II 

Bind I omhandler bevægeapparatets funktion, støttevævenes belastningstolerance 

og nervesystemets kontrol af vores muskler og bevægelser; 

endvidere biomekanske beregningsprincipper; desuden manuel transport, 

tunge løft og monotont arbejde. 

Bind II omhandler epidemiologiske, medicinske og mentale aspekter 

samt omgivelsesfaktorers betydning for arbejdsbetingede lidelser i 

bevægeapparatet. Risikofaktorer og kliniske aspekter samt forebyggelsesstrategier.

Download as PDF here - Det Nationale Forskningscenter for ...

You also want an ePaper? Increase the reach of your titles

Delete template?

Save as template?